Računalniška tomografija (CT) - doc. dr. Damijan Škrk

v tem asu odkrije: fotografski film je prav tako obutljiv na žarke X, svinec je dobro zašitno sredstvo pred žarki X žarki X izvirajo na delu Crooksove cevi, kjer jo zadevajokatodni žarki žarki X potujejo premortno v ravnih rtah, magnetno polje jih ne ukrivi, ter njihovo prodornost skozi razline snovi28.decembra 1895 predstavi svojaodkritja, skupaj s sliko ženine dlanipredsedniku fizikalno medicinskezborniceWilhelm Konrad Röntgen tako prviopiše, raziše in predstavi do takratneznane žarke.Tako strokovna kot širša javnost jebila nad odkritjem takoj oarana, sajje rentgenska svetloba prodrla skoziloveško telo in izrisala obriseokostja na fotografski ploši.prvi radiogram 22. december 1895Ta lastnost rentgenski svetlobiodpre vrata v medicinskodiagnostiko.Wilhelm KonradRöntgen (1845- 1923)Wilhelm Konrad Röntgen(1845- 1923) 1901 prejme Nobelovo nagrado,prvo na podroju fizike, zaodkritje žarkov X, ki jih kasnejepoimenujejo po odkriteljurentgenska svetlobaradiogram kovancev A. W. Goodspeed in W. Jennings(22. februar 1890)V zaetnem obdobju uporabe rentgenske svetlobein radioaktivnih snovi je bilo navdušenja ve kotznanja in le poasi so prodirala spoznanja onevarnostih in tveganju.Uveljavi se je preprianje, da uporaba rentgenskesvetlobe ne more imeti negativnih uinkov, saj joloveška utila ne zaznajo in ne povzroa nikakršnihbolein.Eden najpomembnejših pionirjev varstva predsevanji je bil bostonski zdravnik in zobozdravnikWilliam Rollins.William Rollins(1852 - 1929)Prvi je uporabljal zašitna ohišja za rentgenske cevi in zaslanjanjeter filtracijo koristnega snopa rentgenske svetlobe.V letih med 1900 in 1904 objavi ve kot dvesto prispevkov vkaterih je pozival zdravnike k uporabi krajših ekspozicijskih asovin predlagal vrsto tehninih izboljšav s katerimi bi bilo mogoezmanjšati izpostavljenost zdravstvenega osebja in preiskovancev.2

Thomas Edison 1896 skonstruirarazline naprave, ki jih poimenuje,skiaskop, vitaskop - kasnejefluoroskopflorescenni zaslonCrooksova cevpri izvajanju poskusov z žarki Xspozna, da izpostavljenost sevanjulahko povzroi tudi degenerativnespremembe na koži, ki so eno izmedprvih znanih in jasnih opozoril onevarnostih, ki jih povzroarentgenska svetloba. Prekomerne izpostavljenosti rentgenski svetlobi že v zaetku 1896niso bile redke, saj so tako Thomas Edison, Nikola Testa kot tudidrugi opozarjali na možne poškodbe oi in kože.Ekspozicijski asi diagnostinih rentgenskih posegov so zaradinizkih napetosti na rentgenski cevi trajali tudi ve kot 60 minut.fotografski aparatgenerator napetostiskiaskop s fotografskim aparatom (1896)Tudi številna poroila o vnetjih, opeklinah, epilaciji in drugihsevalnih poškodbah navdušenja nad uporabo rentgenske svetlobeniso zmanjšali.Globoko zakoreninjenost preprianosti o neškodljivostirentgenske svetlobe so podpirale teorije, ki so popolnomazanikale posledice prekomerne izpostavljenosti oziroma soškodljive posledice pripisovale posameznikovi preobutljivosti.Na žalost je tako pojmovanje privedlo do tega, da je zamarsikaterega radiologa spoznanje in zavedanje o resninihposledicah prekomerne izpostavljenosti prišlo prepozno.Epidemiološke raziskave potrjujejo, da je bila smrtnost zaradiraka pri britanskih radiologih, ki so v svoji stroki zaeli delatipred letom 1920, za tri etrtine veja kot pri kontrolni skupinizdravnikov drugih strok.Odkritje naravne radioaktivnostiNekaj tednov po odkritju rentgenske svetlobeHenri Becquerel odkrije naravno radioaktivnost.Leta 1898 zakonca Marie in Pierre Curieodkrijeta še radioaktivno snov radij.Uporaba radija se je hitro razširila, saj je vjavnosti veljalo preprianje, da je radijuniverzalno zdravilo za vse bolezni in so ga zatokot takega širom uporabljali.Antoine HenriBecquerel(1852-1908) Zavedanje o nevarnostih, ki jih je prineslauporaba radioaktivnih snovi pa ni bilo prav niveje kot pri rentgenski svetlobi.Marie Curie Sklodowska(1867-1934)Pierre Curie (1859-1906) Prenašanje radioaktivnih snovi brez ustrezne zašite jepogosto povzroalo vnetja in opekline na koži.Svet odkriva žarke X Tudi Becquerel in Curie pri tem nista bila izjemi. Šele številna obolenja in smrti delavcev, ki so med prvosvetovno vojno nanašali radioaktivne svetilne barve sopii, ki so jih zaradi veje uinkovitosti oblikovali zustnicami in tako zaužili velike koliine radija, so bilaprvo resnejše opozorilo, ki ga ni bilo mogoespregledati.javne predstavitve uinkovžarkov Xstudiji namenjeniizdelavi kostnihportretov3

Uporaba žarkov Xnoga v škornju (marec 1896)pogled v notranjostženske torbiceŽarkiX vstopijo v medicinsko prakso to je pomenilo vstop napravev odnos med zdravnikom inbolnikom, kar je bilo zatedanjo medicinsko praksonovost in je odpiralo številnavprašanja. Kdo lahko : uporablja napravo, izdeluje slike, interpretira slikezdravnik je svojaopažanja sfluorescennega zaslonaprerisal na taneekprosojen papirradiogram pljuotroka s kovancem vpožiralniku (1897)radiogram podlakti inzapestja s kovinskimfragmentom(F. H Williams 1901)ŽarkomX namenijo prostor vbolnišnicahradiogram dlani sšibrami(Mihajlo Pupin1896)slikanje noge,zlom(1896)uporabnost radiologije v diagnostine in terapevtskenamene je omogoila izvajanje dejavnosti vbolnišnicah in oblikovanje radioloških oddelkov4

Zavorno sevanje Pojav pri katerem nastane foton, ko se zmanjša kinetina energijahitrega elektrona imenujemo zavorno sevanje. Tak pojav je mogo, e se giblje nabiti delec v elektrinem poljudrugega nabitega delca. Elektrino polje med anodo in katodo v rentgenski cevi pospešielektrone in ti dosežejo kinetino energijo eU, ko udarijo naanodo. Hitri elektron izgublja kinetino energijo pri gibanju po anodi obtrkih z elektroni atomov, ne da bi zavorno seval. Lahko pa seva velektrinem polju težkega atomskega jedra. Foton, ki nastane pri zavornem sevanju elektrona v elektrinempolju jedra, prevzame poljuben del elektronove kinetineenergije. V primeru, da foton prevzame vso kinetino energijo in da jeelektron prej še ni ni izgubil, je energija fotona hν max = eU max .Nastanek zavornega rentgenskega sevanjaprotonnevtronelektronelektronelektronElektronu, ki leti bližje jedru se kinetina energija bolj spremeni, zato ima fotonrentgenske svetlobe, ki pri tem nastane višjo energijo in s tem manjšo valovnodolžino, kot v primeru, e je vpliv jedra na elektron šibkejšiλ 1λλ < λ 1Karakteristino sevanjePri trkih elektrona z atomom lahko elektron z dovolj velikokinetino energijo izbije elektron s kakega nivoja v sredici. Natem nivoju nastane vrzel, ki jo je lahko izpolni elektron s kakegavišjega, zasedenega nivoja. Z nivoja na nivo preide elektron, ki je mono vezan na atom. Energija izsevanih fotonov je zato zelo velika in valovna dolžinaleži na rentgenskem obmoju.Nastanek karakteristinega rentgenskega sevanjaelektronelektronEnergija fotonov v rti je znailna za element iz katerega je anodain jim pravimo znailne ali karakteristine rte - govorimo oznailnem ali karakteristinem rentgenskem sevanju.Karakteristino sevanje se razlikuje od zavornega sevanja, ki imazvezni spekter in na katerega sestav anode ne vpliva bistveno.Elektron z dovolj veliko kinetino energijo lahko izbije elektroniz notranjih lupin atoma. Pri tem nastane vrzel, ki jo lahko izpolnielektron z energijsko višje, zasedene lupine. Z nivoja na nivopreide elektron, ki je mono vezan na atom, zato je energijaizsevanih fotonov v obmoju rentgenske svetlobe .Energija nivoja je odvisna od glavnega kvantnega števila n in odtirnega kvantnega števila l.Pri glavnem kvantnem številu n=1 imamo dva nivoja 1s. Priglavnem kvantnem številu n=2 imamo 2 nivoja 2s in 6 nivojev 2p,skupaj 8.V težjih atomih so vsi ti nivoji zasedeni z elektroni iz sredice.Dokler ostanejo zasedeni, ne morejo imeti nobene vloge priprehodih. V rentgenski spektroskopijo uporabljamo posebne oznake. Stanje atoma z vrzeljo na nivoju z glavnim kvantnim številom n= 1oznaimo s K. Stanje atoma z vrzeljo na nivoju z glavnim kvantnim številom n =2 oznaimo z L. Podrobneje oznaimo stanje atoma z L I , e je vrzelna nivoju 2s, z L II in z L III , e je vrzel na nivoju 2p. Stanje atoma z vrzeljo na nivoju z glavnim kvantnim številom n=3oznaimo z M in dalje po abecedi. Atom v stanju K ima vejo energijo kot atom v stanju L. Spektralno rto, ki nastane pri prehodu iz stanja K v stanje L,imenujemo Kα.Pri prehodu iz stanja K v stanje M ali iz stanja K v stanje N, ki sozelo blizu stanjem M, nastane spektralna rta Kβ.Pri prehodu iz stanja L v stanje M nastaneta spektralni rti Lα inLβ.6

energija fotonov (keV)KarakteristienspekterrentgenskesvetlobeNL α L βMLK α K β K βKanoda 74WzaetnostanjeL IIL IIIM IIM IIIN IIN III1008060konnostanjeKKKKKK40 L α Lβ L γoznakaprehodaK α2K α1K β3K β1K β2K β2K α1K α2K β1energija(keV)K β220 0 10 20 30 40 50 60 70 80(keV)58,059,366,967,269,069,1relativno število fotonovSpekter rentgenske svetlobeZvezni oziroma zavorni delspektra rentgenske svetlobe pridveh napetostih na rentgenskicevi U 1 in U 2 pri emer jeU 2 > U 1. (brez filtracije)21energija fotonov (keV)relativno število fotonov(b)Zvezni oziroma zavorni inkarakteristini del spektrarentgenske svetlobe pri dvehnapetostih na rentgenski cevi U 1in U 2 pri emer je U 2 > U 1. Vprvem primeru je napetostprenizka za karakteristini delspektra. (brez filtracije)12K αK βenergija fotonov (keV)S filtracijo se znebimo nizkoenergijskih fotonov rentgenskesvetlobe, ki jih drugae zaustavijo že zgornje plasti tkiva in nedosežejo tkiva. Nizkoenergijski fotoni prispevajo k prejeti dozi nepa tudi k izboljšanju radiograma.relativno število fotonovnapetost 100kVfiltracija 2,5 mm Alrelativno število fotonovnapetost 110kVfiltracija 2,5 mm AlSpekter sevanja, ki ga prepusti filter, vsebuje relativno vevisokoenergijskih fotonov zato postaja trši.Z dodajanjem filtrov se zmanjšuje jakost rentgenske svetlobe,zato je potrebno ustrezno podaljševati trajanje ekspozicije.Pri nekaterih novejših aparatih lahko filtre menjavamo in takopoišemo idealno filtracijo za izbrano preiskavo.energija fotonov (keV)energija fotonov (keV)∆j/∆EKαKβenergija fotonov rentgenske svetlobe (keV)Interakcije fotonov rentgenskesvetlobe s snovjo Rayleighovo ali elastino sipanje Comptonovo ali neelastino sipanje Fotoefekt Nastanek parovNa obliko spektra rentgenske svetlobe vplivajo velikost inoblika spreminjanja anodne napetosti, snov iz katere jeanoda in filtracija7

Rayleighovo ali elastino sipanjeComptonovo ali neelastino sipanjeShematskapredstavitevRayleighovega sipanjaz vpadnim fotonomvalovne dolžine , kiinteragira z elektroniatoma in nastaneksipanega fotona zenako valovno dolžino,ki je le malo odklonjenod smeri vpadnegafotona.protonnevtronelektronλλShematski prikazComptonovega sipanja,pri emer se energijavpadnega fotonaporazdeli med izbitivalenni elektron innovonastali Comptonovfoton, ki imaspremenjeno smerrazširjanja in vejovalovno dolžino.λλ1elektronλ < λ 1FotoefektNastanek parovprotonelektronelektronnevtronelektronpozitron(a)Foton izbije elektron na nivoju lupine K, pri tem ima izbitielektron kinetino energijo, ki je enaka razliki energije vpadnegafotona in vezavne energije elektrona na nivoju te lupine. Prifotoefektu vso energijo vpadnega fotona prevzame elektron. Shematska predstavitev pojava nastanka para, pri katerem seenergija fotona v bližini jedra pretvori v par elektron- pozitron.Atenuacija-oslabitev toka fotonovštevilo fotonovdebelinaHVL: razpolovna debelina (half value layer)TVL: debelina, ki prepusti 10 % vpadnih fotonov(tenth value layer-desetdebelina)− µ ⋅dN = N0⋅ ed: debelina absorberjaµ: atenuacijski koeficientµ = µ f + µ c + µ np + µ elµ f -fotoefektµ c -Comptonovo sipanjeµ np - nastanek parovµ el - elastino sipanjemasni atenuacijski koeficient (µ/ρ)Odvisnost masnega atenuacijskega(oslabitvenega)) koeficienta od energije fotonov100000coherentelastino sipanjeCompton10000comptonov p.photoelectric fotoefektpairproduction nastanek parov1000sum vsota10010110 100 1000 100000.1energija (keV)8

vrstno število (Z)1009080706050403020100PhotoelectriceffectfotoefektComptonprocessComptonovpojavnastanekparovPairproduction0,01 0,1 1 10 100energija Photon energy fotonov(MeV)Prevladujoi procesi interakcij fotonov v razlinihsnoveh (razlina vrstna števila) v odvisnosti od energijetip interakcijeFotoefektComptonovpojavNastanek parovodvisnost odvrstnega števila(Z) in masnegaštevila (A)Z 4 /AZ/AZ 2 /Aodvisnost odenergije fotonovE -3E -1/2za E>1.02 MeVlogEOdvisnost interakcij fotonov glede na razlinavrstna in masna števila in energijo fotonovN(d) = N(0)e -µdN(0) je zaetno število fotonov pred vstopom v snovN(d) je število fotonov na razdalji dµ je linearni atenuacijski koeficientRazpolovna debelinaN(d) = N(0) e -µdN(0)/2= N(d 1/2 ) = N 0 e -µd 1/2d 1/2 je razpolovna debelina, to je debelina na kateri seštevilo fotonov, ki niso sodelovali (interagirali) s snovjozmanjša na polovicod 1/2 = ln(2) / µ = 0.69 / µN(0)dN(d)vpadni tokprepušeni tokatenuirani tokd 1/2 je odvisna od vrste snovi (gostote in sestave torejvrstnih števil) in energije fotonovNavedeno velja za monoenergijski, usmerjeni tok fotonovrentgenske svetlobe in ne pomeni, da se tudi energijski tokzmanjšuje na isti nain.AInterakcija fotonov rentgenske svetlobe vslikanem objektuBCDrtg cevEobjektsprejemnikA: fotoni gredo skozi objekt insprejemnikB :fotoni se absorbirajo vobjektuC: fotoni gredo skozi objekt in seabsorbirajo v sprejemnikuD: fotoni se sipajo v objektu inabsorbirajo v sprejemnikuE: fotoni se sipajo v objektu, a neproti sprejemnikuABCDrtg cevEobjektsprejemnikfotoni tipa A ne vplivajo na nastanek slikeoziroma na absorbirano dozofotoni tipa B in C prispevajo v procesunastanka slike, pri tem fotoni tipa Bprispevajo k absorbirani dozi, tipa C pa nefotoni tipa D prispevajo k absorbirani dozi, hkrati pa prispevajo knastanku slike, vendar poslabšujejo parametre kontrasta inloljivostifotoni tipa E prispevajo k absorbirani dozi, ne vplivajo pa vprocesu nastanka slike, saj se sipajo v objektu, a ne v smeri protisprejemniku9

Vrste rentgenskih preiskavKlasina –projekcijskarentgenologija Klasina rentgenologija Mamografija Diaskopija Raunalniška tomografijaMamografijaMamografija je specialna projekcijska rentgenske metodanamenjena odkrivanju bolezenskih sprememb dojk.Zaznavanje mikrokalcinacij, tvorb katerih premeri so lahko manjšiod 0,1 mm in drugih sprememb v dojki, je zaradi majhnih razlikatenuacijskih koeficientov in gostot zdravega in malignega tkivaizredno zahtevno.Mamografski aparatrentgenska cevoknofilterzaslonkenaprava za stiskanjeradiografska rešetkasprejemnikTkivoMašobnoŽleznoTumorskoKalcinacijeGostota(g/cm³)0,931,0351,0452,2Oslabitveni koef. prienergiji 20 keV(1/cm)0,450,800,8512,2Tumorsko tkivo težkoloimo od žleznega tkivale na podlagi razlikegostotPomembna tudi oblikaspremembeMamografski rentgenski aparati oziroma mamografi so zatoposebej prilagojeni zahtevam preiskave in zagotavljajo visokoprostorsko in kontrastno loljivost na sprejemniku.Mamografski presejalni programVeina evropskih držav priporoa ženskam po 50. letu starosti, davsako drugo leto redno hodijo na mamografski pregled, v okvirukaterega se opravi slikanje obeh dojk v dveh projekcijah in sicer navpini CC (kraniokavdalna) in poševni MLO (mediolateral oblique).Diaskopija – presvetljevanje (fluoroskopija) Projekcijska rentgenologija z uporabo kontrastnih sredstev(jod ali barij) Diaskopija- presvetljevanje je metoda, ki omogoa takojšnjespremljanje dinamike procesov v telesu preiskovanca, torej brezzakasnitev, kar je posebej pomembno pri vodenih postopkihinterventne radiologije.10

Diaskopska naprava z ojaevalnikom slikeNAPRAVA ZA RAUNALNIŠKOTOMOGRAFIJO CT• digitalni sistemi• osnove raunalniške tomografije• razvoj naprav za raunalniško tomografijo• rekonstrukcija in prikaz podatkov• napredne metode z raunalniško tomografijoDiaskopski aparat zojaevalnikom slikeDiaskopski aparat s ploskimsprejemnikom slikeDigitalni sistemi Raunalnik je pri nekaterih radioloških posegih ( npr. priraunalniški tomografiji, magnetni resonanci, tomografiji spozitronsko emisijo) sestavni del radiološke metode. Digitalna slika je matrika vrstic in stolpcev površinskihelementov (pixel), v kateri ima vsak element znan položajter nosi podatek, ki ponavadi pomeni raven rnitve alisvetlosti. Ravni rnitve oziroma svetlosti je lahko ve ali manj in jihpodajamo v bitih. En bit pomeni dve vrednosti 0 ali 1.11 0 8 15 28 6 3 5 142 1 0 1179 4 6 2 130 10 126 1MatrikaMatrika z enakim številom stolpcev in vrstic je kvadratna matrika.Poveanje števila vrstic za 2 krat in števila stolpcev za 2 krat pomenipoveanje površine za 4 krat.vrednosti rnitev0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1011111213141415stolpecpovršinski elementvrsticaPrimer matrike s petimistolpci in petimi vrsticami.Ponavadi je število vrstic instolpcev mnogokratnik številadve in so matrike dimenzij64 x 64 elementov128 x 128 elementov256 x 256 elementov512 x 512 elementov ali1024 x 1024 elementov2048 x 2048 elementov.Velikost površinskega elementa Manjših detajlov kot je razsežnost površinskegaelementa v digitalni radiografiji ni mo razpoznatioziroma videti na digitalni sliki, saj posamezni elementnosi le podatek o ravni pornitve oziroma ravnisvetlosti in je tako informacija razmazana poposameznem elementu. Potreba po vidnosti detajlov pomeni zahtevo, da sopovršinski elementi im manjši. Velikost površinskega elementa = velikost vhodneslike (field of view) / število elementov v vrstici alistolpcu Velikost površinskega elementa doloa najmanjšedimenzije detejlov, ki jih lahko razloimo.Dvojiški sistem e je element opremljen z enim bitom potempomeni to le dve vrednosti, e ima dva bita topomeni štiri vrednosti, e pa je opremljen s štirimibiti to pomeni 16 vrednosti. Število vrednosti = 2 n , pri tem je n število bitov Skupino 8 bitov pa imenujemo bajt in pomeni 256vrednosti.11

1 bit (2 vrednosti)2 bita (4 vrednosti)Spomin4 biti (16 vrednosti)8 bitov (256 vrednosti)št. vrednosti4 biti84210 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1011111213141415vrednost 0vrednost 1rnitevvelikostmatrikešt. ravnirnitve (biti)Velikost vhodne slike je v vseh primerih enaka Spomin, ki ga potrebujemo za shranjevanje slike jesorazmeren z velikostjo matrike in obsegom informacije,ki jo nosi posamezni element. Na slikah v spodnji vrstici opazimo spreminjanjekakovosti slike, e zmanjšujemo število površinskihelementov ( 256 x 256, 128 x 128 in 64 x 64) oziromaveamo dimenzijo posameznega površinskega elementa. Opazimo lahko, da se z zmanjševanjem velikosti matrike,vea dimenzija površinskega elementa in s tem postajaslika bolj razmazana. Drugi pomemben element je informacija, ki jo nosiposamezni element in je predstavljena v zgornji vrsticislike. Torej s koliko podatki je element opremljen, kolikorazlinih pornitev lahko pripišemo posameznemuelementu. Na prvi sliki je vsak površinski element opremljen s 4biti, na drugi z dvema ter na tretji z enim bitominformacije. To pomeni, da ima lahko vsak element na prvi sliki 16razlinih odtenkov sive barve, na drugi štiri in na tretji ledva ( belo in rno).Idejadebelina rezine d Imamo zaprto škatlo e jo presvetlimo iz ve strani in izmerimo kajpride skoznjo, bi moralo biti mogoe ugotoviti kajje v njej.Slikano podroje razdelimo na rezine izbranedebeline, vsako rezino pa še na kvadre ali kocke zenako prostornino (voxel- osnovni prostorninskielement)aaprostorninskielement (voxel)dvelikost vhodne slikea =velikost matrikevelikost vhodne slike (FOV)12

Prehod sevanja skozi snovPrehod skozi ve snoviI 0… zaetna jakost sevanjaI 0h … višina stolpca rezineI … atenuacijski – oslabitvenikoeficient (lastnost snovi)pri doloeni energiji sevanjaI = I 0e−µ hI = I0e− µ hje povprena vrednost oslabitvenega koeficienta na poti dolžine hI = II 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9−(µ 1a1+ µ 2a2+ µ 3a3+ µ 4a4+ µ 5a5+ µ 6a6+ µ 7a7+ µ 8a8+ µ 9a9)0eStolpec višine h razdelimo na enake dele, katerih višina jedoloena z višino h in številom vrstic v matriki. Zato so vse razdaljea 1 do a n enake. n je povprena vrednost atenuacijskega koeficienta vprostorninskem elementu z dimenzijami (a,a,d)I = I eDelimo z I 0 in logaritmiramo…0−(µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ +1 2 3 4 5 6 7 8 µ 9) aIln( ) = −(µ1+ µ2+ µ3+ µ4+ µ5+ µ6+ µ7+ µ8+ µ9) aI01 Iln(a I0)= µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ12a … višina prostorninskega elementaI 0 … vstopna jakost sevanja (referenni detektor)I … izstopna jakost sevanja (CT detektorji)Potrebujemo vsaj 9 enab, da je sistem rešljiv3456789+µ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µVsakemu prostorninskemu elementu ustreza vrednost oslabitvenegakoeficienta (µ), tako da dobimo mrežo-matriko oslabitvenihkoeficientovTridimenzijsko rezino preslikamo na mrežo, tako da tudi priraunalniški tomografiji podobno kot pri projekcijski rentgenologijiiz 3D rezine dobimo 2D sliko. Razlika je v tem, da pri CT deelinorezine izberemo in je lahko zelo tanka. Iz dovolj velikega števila projekcij dobimo matriko (mrežo)vrednosti oslabitvenih koeficientov (µ) Vsak predstavlja povpreno vrednost prostorninskega elementa(voksla) prereza.xxµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µ Matrika 9 x 9 zahteva vsaj 81 enab CT matrika 512 x 512 pa vsaj 262 144xvelikost vhodne slike rezaxoslabitveni koeficient13

CT - številoVsakemu prostorninskemu elementu priredimo vrednost CTštevila. CT število ustreza linearnemu oslabitvenemu koeficentu(µ) posameznega prostorninskega elementa.Potem vsakemu prostorninskemu elementu priredimo ustrezenpovršinski element in mu zapišemo CT število. CT številazapišemo v Hounsfeldovih enotah.µx− µvodaCTN x= HU x= ⋅1000µAtenuacijski koeficent vode vzamemo kot referenno vrednost,tako da je po definiciji CT število za vodo 0.Tkiva, katerih atenuacijski koeficeint je veji od atenuacijskegakoeficienta vode imajo pozitivna CT števila, tkiva z manjšim panegativna CT števila.vodaRadiološke preiskave z raunalniško tomografijo potekajo pri visokihvrednostih visoke napetosti na rentgenski cevi (120 kV), pri katerih vmehkih tkivih prevladuje Comptonski pojav nad fotoefektom. PriComptonovem pojavu pa je atenuacijski koeficient doloen z gostototkiva.µ je v tem primeru odvisna pretežno od gostote snovi zato je CT slikaje pretežno slika gostote tkivµx− µvodaCTN x= HU x= ⋅1000 zato je HU voda = 0µvodaCT skala imaobiajno 12bitov (2 12 =4096)od -1024 HU do3071 HUPredstavitev zbranih podatkovZvezo med CT števili in rnitvami na filmu oziroma svetlostjopovršinskih elementov na ekranu doloa izbrano okno(windowing), ki ga izbere izvajalec posega in pomeni intervalCT števil, ki bodo predstavljala celotni skalo rnitve.S spreminjanjem najvišjih in najnižjih vrednosti CT števil oknakontroliramo raven kontrasta.Kontrast slike je odvisen od izbranega intervala med zgornjo in spodnjo mejookna. Majhno okno bo predstavljalo velik kontrast, saj bodo majhne spremembev CT številih predstavljene z vejimi spremembami rnitev. Veliko okno pa bopomenilo nizek kontrast, hkrati pa bo omogoalo vidnost tkiv z velikimi razlikamiv CT številih.CT število+500CT število+700Tkiva, ki imajo CT števila nižja od spodnje meje bodo na slikirna, tista z višjimi vrednostmi CT števil od zgornje meje bodobela.Tkiva s CT števili med zgornjo in spodnjo mejo okna pa bodoimela razline odtenke sive.-100+300okno= 1000sredina= 0800-820C = 0W = 1000-701700C = 1500W = 1000C = 0W = 300C = 125W = 300okno= 300sredina= 0Zgodovina razvoja naprave zaraunalniško tomografijoNapravo za raunalniško tomografijo jerazvil leta 1972 Godfrey Hounsfield takratzaposlen v EMI Laboratories.okno= 1000sredina= 1500C = -800W = 1000C = -800W = 300okno= 300sredina= 125Vzporedno s tem je v Južnoafriški republikirojeni fizik Allan Cormack iz UniverzeTufts Massachusetts razvijal teorijo nakateri temelji rekonstrukcija slike(Radonova transformacija 1917).okno= 1000sredina=- 800okno= 300sredina= -800Za svoje delo prejmetaNobelovo nagrado14

Leta 1972 v bolnišnici AtkinsonMorley v Wimbledonu naredijo prviCT glave pacienta.Prve naprave za raunalniškotomografijo so v klinine namenezaeli uporabljati v letih 1974- 1976.Prvotne naprave so omogoale leslikanje glave, sistemi z vejimiodprtinami, pa so se uveljavili šele poletu 1976.vdolbinaza glavortg cevreferennidetektorPrva generacijanaprav za raunalniško tomografijo Nain delovanja: izvedba 160meritev na podroju 24 cm, ki joizvedemo s translatornimpremikanjem izvora insprejemnika.Sledi rotacija za 1 o ter ponovnaizvedba 160 meritev.Skupaj izvedemo 180 rotacij skorakom po 1 odetektorjabazen zvodonosilec-gantry Torej skupaj 180 x 160 meritev = 28.800 Uporaba ozko zaslonjenega snopa fotonov (pencil beam) as meritve: 4,5 minut. as za obdelavo podatkov 1,5 minut. Velika razlika v toku prepušenih fotonov med debelejšimi intanjšimi deli glave, zato je uporabljen bazen iz vodeDruga generacijanaprav za raunalniško tomografijo Nain delovanja : enako kot vprvi generaciji s translatornim inrotacijskim premikanjem vira indetektorja. Uporaba 30 detektorjev, namestoenega, ki so postavljeni v ravnivrsti Uporaba ozkega snopa fotonovrentgenske svetlobe pahljaasteoblike s kotom 10 o Naeloma se s takim nainomlahko skrajša as meritve za 30krat, e se ne odloiš za zajem vepodatkov as meritve 18 sekund torej 15krat hitreje kot pri prvi generaciji.Tretja generacijanaprav za raunalniško tomografijo Nain delovanja : z rotacijo tako izvora kot sprejemnik, ki je sedajpolkrožne oblike z 800 detektorji. Uporaba širokega snopa fotonov rentgenske svetlobe pahljaasteoblike, tako da ni ve potrebno translatorno premikanje, saj snopzajame cel presek preiskovancaas meritve 0,5 sekundpremikizvora indetektorjevdetektorjivirpogledmeritev prepustnostispominetrtageneracijanaprav za raunalniško tomografijo Nain delovanja : z rotacijo vira, pri emer so detektorji (4800)0)sprejemnika namešeni po celem obodu kroga. Enako kot pri tretji generaciji se uporablja širok snopa fotonovrentgenske svetlobe pahljaaste oblike.Radiološki poseg zraunalniško tomografijo jevestopenjski proces : presvetljevanje(skeniranje), rekonstrukcija, predstavitev zbranihpodatkov.Tkiva in organi pri raunalniški tomografiji niso ve predstavljeni kotprojekcija na sprejemnik kot je to pri klasini radiologiji, kar pomenida nova metoda pomeni izboljšavo kontrasta, kar je posebejpomembno pri mehkih tkivih, vendar pa preiskava temelji na poveaniizpostavljenosti preiskovanca.15

Premikanje mize (Couch(travel accuracy)koronarnaravninasagitalnaravninatransverzalnaravninasagitalnatransverzalnatransverzalna ravninakoronarna ravninasagitalna ravninaGlava predstavljena s transverzalnimi ravninamiPeta generacijanaprav za raunalniško tomografijoRaunalniška tomografija zuporabo snopa elektronovElectron Beam ComputedTomography (EBCT)Tako vir kot tudi detektorjise ne premikajo.Spodnji del obroa je tarakamor zadevajo elektroni,zgornji del obroa pa jesprejemnikas do prikaza slike je manjkot 50ms zato je primeren zakardiološke preiskaveŠestageneracijanaprav za raunalniško tomografijoVijana (spiralna) raunalniška tomografijapremikanje izvorarentgenske svetlobesmer premikanjapreiskovancae izvor rentgenske svetlobe lahko kroži brez prekinitev, lahkopreiskovanca na preiskovalni mizi hkrati z gibanjem izvorapremikamo vzdolž rotacijske osi.To pomeni, da obkrožimo preiskovanca, kot e bi potovali povijaku. Tak postopek skrajša as preiskave, saj preiskovanca nepremikamo ve po konanem obhodu izvora, ampak že mednjim.Primerjava zajema podatkov pri sekvennem in spiralnem (vijanem) nainu.Primer kroženja okoli pacienta z vrtenjem najprej v eno in nato v drugosmer ter zvezno vrtenje z uporabo kontakta in obroa slip-ringrtg cevrtg cevkontaktsekvenni nainspiralni (vijani) nain.kabeldetektorjidrsni obrodetektorjiZa delovanje vijane raunalniške tomografije je potrebnodelovanje brez prekinitev po vsakem obhodu okoli pacienta.Tak nain delovanja ni mogo, e napajane izvedeno zuporabo kabla.T uporabo drsnega obroa “slip ring” za napajanje rentgenskecevi pa je omogoeno kroženje brez prekinitev.16

Pogled v notranjost aparata za raunalniško tomografijoizvorrentgenskesvetlobevrstadetektorjevslip ringkontaktpomik mize v asu ene rotacijepitch =debelina rezinePri preiskavah z vijano raunalniško tomografijo je pomembenpodatek o razmerju med pomikom mize med dvema zaporednimarezoma in debelino rezine (pitch).e je pomik mize med dvema rezoma enak debelini rezine, medrezinami ni plasti, ki jih ne bi presvetlili.pitch=1 pitch=2 pitch=4 VevrstinaSedma generacijanaprav za raunalniško tomografijoVevrstina raunalniška tomografijaO vevrstini (verezinski) raunalniški tomografiji govorimo, kouporabljamo detektorje razporejene v ve vrst.To pomeni, da lahko z enim obhodom izvora rentgenske svetlobezberemo podatke za ve rezin.debelina rezine(mm)premik mize medrotacijo (mm)pitch1010110151.5102021030310404Leta 1998 so se na tržišu prvi pojavile naprave za raunalniškotomografijo, ki so imele ve vrst detektorjev, ki so omogoale zajemve rezin hkrati.Prav tako kot pri enorezinskih napravah lahko tudi pri verezinskihuprabljamo tehniko spiralne tomografije.razmerjeizpostavljenosti107.553.332.5V tem primeru trajanje preiskave skrajšamo, kar lahko vodi dopretiravanja v doloitvi preiskovanega dela telesa, za katerega niklininih vzrokov, kar povzroi nepotrebno prekomerno obsevanjepreiskovancev.Eno (SSCT) in ve rezinski CT (MSCT)Debelina rezineenorezinskega CT jedoloena z zaslanjanjemsnopa sevanja (debelinareza = debelina snopa)Vrsta detektorjev je širšakot najširši snop. 10 mm 5 mm 3 mm 1 mmPri verezinskih CT napravah je namesto ene(dveh) vrst detektorjev 4, 6, 16, 64, 128, 256,vrst kar omogoa veliko veje hitrostiskeniranjaDebelino rezine ne doloa ve snop sevanjaampak širina in število detektorjevDetektorji imajo doloeno širino, lahko pa jihzberemo ve skupajRazline konfiguracije sprejemnikavir rentgenske svetlobe16 vrstini sprejemnikzaslonka4 x 1,251mm17

vir rentgenske svetlobevir rentgenske svetlobezaslonkazaslonka16 vrstini sprejemnik4 x 2.5 mm16 vrstini sprejemnik4 x 3.75 mmFlex Connector BGeometrijski izkoristek detektorjevvir rentgenske svetlobeKot geometrijski izkoristek definiramo delež rentgenskega snopa, kiga prestreže aktivna površina detektorja.zaslonkaGeometrijski izkoristek detektorjev bistveno vpliva na izpostavljenostpacientov – e bi tako namesto celotnega površine, ki ga na detektorjupokrije snop sevanja, izkoristili na primer le polovico, bi bilo potrebnoza enako kakovost slike podvojiti dozo. Na geometrijski izkoristekvplivata dva dejavnika:16 vrstini sprejemnik4 x 5.0 mm koristni snop sevanja pri MSCT mora biti širši od detektorskegasistema (podroja polsence (penumbre) na robu koristnega snopasevanja ni mogoe uporabiti za tvorbo slike) in detektorski sistem sestavljajo vrste detektorjev, ki so med sebojloene.Neaktivno podroje med posameznimi vrstami detektorjev zmanjšaskupni izkoristek sistema.dozapodrojeaktivnihdetektorjevPri SSCT je geometrijski izkoristek v z-osi praktino zelo blizu100%, pri MSCT pa je dozni profil 2 do 3 mm širši od širinepodroja aktivnih detektorjev.podrojeneaktivnihdetektorjevpodrojeneaktivnihdetektorjevz – osGeometrijski izkoristek v z-smeri naprave za raunalniškotomografijo je definiran kot razmerje med integralom doznegaprofila, ki pade na obmoje aktivnih detektorjev in integralomcelotnega doznega profila .Ker obmoje polsence ni zelo odvisno od širine koristnegasnopa, se izguba primarnega snopa bolj pozna pri ožjezaslonjenih snopih, kjer je tako geometrijski izkoristek manjši.Pri MSCT je tipini geometrijski izkoristek v z-osi pri snopihširine ve kot 10 mm veji od 80% in pri snopih širine 5 mm vobmoju 55% do 75%. Pri zelo ozko kolimiranih snopih palahko pade pod 50%.18

Dozni profil pri enorezinskih CtjihDozni profil pri verezinskih CTjih-10,0 -7,5 -5,0 -2,5 0,0 2,5 5,0 7,5 10,0-10,0 -7,5 -5,0 -2,5 0,0 2,5 5,0 7,5 10,0-12,0 -8,0 -4,0 0,0 4,0 8,0 12,0-12,0 -8,0 -4,0 0,0 4,0 8,0 12,0profil 10mm reza SSCTDelež neizkorišenega snopa rentgenske svetlobe je pri 3 mm rezuveji kot pri 10 mm. Zato je doza veja, e je poseg sestavljen iztanjših rezovprofil 3mm reza SSCT Pri MSCT je profil snopa veliko širši zaradi “overbeaminga” Posledica manjšega izkoristka je poveanje doze.Pri širše zaslonjenih snopih je poveanje v primerjavi s SSCT naravni okrog 10%, pri ožjih snopih pa je veje in lahko dosežefaktor 2 ali 3.Drugi razlog zmanjšanja geometrijskega izkoristka pa soneaktivna podroja med posameznimi detektorji.Ker je kakovost slik povezana s številom detektorjev in njihovovelikostjo, se s tehnološkim razvojem poveuje številodetektorjev (predvsem detektorskih vrst in zmanjšuje njihovadimenzija).Posledica je ta, da se poveuje površina neaktivnih pregrad meddetektorji in s tem neaktivna površina detektorskega sistema.Neaktivna površina detektorskih sistemov znaša obiajno nekajodstotkov celotne površine.izvordetektorRekonstrukcija slikeIzmerjena vrednostje sorazmerna vsotiatenuacijskihkoeficientov µV procesu rekonstrukcijeslike - matematinempostopku, se izmerjenipodatki o prepustnostiposameznih delovpreraunajo v vrednosti zavsak prostorninski elementreza.Njihova velikostje odvisno od izmerjeneprepustnosti, le ta pa odzgradbe in gostoteprostorninskega elementa.Princip rekonstrukcije mreže oslabitvenihkoeficientov posamezne rezineuACACvBDBDwxyzNe poznamo oslabitvenihkoeficientov A, B, C in D,poznamo pa njihove vsote:A + B = xC + D = yA + C = vB + D = wA + D = zC + B = uPotem je mogoe A, B, C in DizraunatiNasprotna projekcijaUVWXYZACA + B = x =6C + D = y =6A + C = v =5B + D = w =7A + D = z =9C + B = u =3BD663 5 7 919

ACBD663 5 7 9XXXX XX+ZY YXY Y+ZU V WXYZU Števila projiciramo vkorakih nazaj na slikoYVYWYZ6666663 5 7 96666156615663 5 7 9XYXX+Z Y XYY+ZX+Z+VY+VU VX+WY+Z+WXYW Z666156661520111322663 5 7 9XYXX+Z YYXY+ZX+Z+VY+VUX+WX+Z+V Y+Z+ X+W+UWY+V+U Y+Z+WXYV W Z6 615 66 206136 1511 2220141622663 5 7 9663 5 7 96 615 66 206136 1511202214skupni imenovalec in1622… odštejemo utež(12=6+6 ali 12=5+7)in8 42 104 21 5Postopek s povratno projekcijo rekonstrukcijeravenatenuacijeravenatenuacije20

2Povratna projekcija z in brez uporabe filtrašteviloprojekcij1s filtrombrez filtraRekonstrukcija slike z raunalniško tomografijo. V vrstici 1 sopredstavljene razline projekcije z informacijo, o atenuaciji rentgenskesvetlobe, ki jo prinese vsaka izmed njih.V vrstici 2 so predstavljene vse informacije, ki jih prispevajoposamezne projekcije in oblikovanje konne slike.Prva rekonstrukcija se izvaja z uporabo kompleksnih raunalniških programovNapredne metode z raunalniško tomografijoRaunalniška tomografija je kot diagnostina metodaomogoila prikaz prerezov lovekovega telesa z zelo visokokontrastno loljivostjo in zato dobro preglednostjo tkiv, zmajhnim lastnim kontrastom.Skrajšanje asov rotacij (pod 0,5 s) je omogoilo precej vejohitrost izvedbe posameznega posega.Krajši asi so pomembni pri pediatrinih posegih ali pripreiskavah poškodovancev.Lastnosti naprav as rotacije 1/3 s as potreben za pregled celega telesa 10-30 s Prostorska loljivost 0.4-0.6 mm Število detektorskih vrst 64-320 Podroje ene rezine > 1000 mm Izpostavljenost 3-20 mSv (povpreje = 10 mSv)Prav tako so s tem omogoene preiskave daljših obmoij (npr.pri angiografskih preiskavah (CTA) perifernega žilja), hkratipa se zmanjša koliina artefaktov na slikah, ki so posledicapremikanja pacienta med posegom.Kratki asi rotacij so omogoili tudi izvedbo raunalniškotomografske diaskopije.Najnovejše naprave imajo dovolj vrst detektorjev, ki skupaj skratkimi asi rotacij, omogoajo uporabo raunalnišketomografije tudi na podroju kardiovaskularne diagnostike.Kratki asi rotacij so omogoili tudiizvedbo raunalniško tomografskediaskopijo.Kratki asi rotacij so omogoili tudiizvedbo raunalniško tomografskediaskopijo.Najnovejše naprave imajo dovolj vrstdetektorjev in asi rotacij, ki omogoajouporabo raunalniške tomografije tudi napodroju kardiovaskularne diagnostike.Hiter napredek raunalnišketomografije od zaetkov dodanes je posledica hitregatehnološkega razvoja napodroju detektorjev,predvsem pa napredekzmogljivosti raunalnikov.Zelo pomemben del napraveza raunalniško tomografijonamre predstavljaprogramska oprema, kiomogoa obdelavo in prikazzajetih podatkov prilagojendiagnostinim zahtevam.Mednje sodijo tudi 3Dpredstavitve21

CT endoskopija Endoskopija je preglednotranjosti telesnih votlin invotlih organovZdruževanje slikovnih metodSodobna slikovna diagnostikaomogoa združevanje podatkovdiagnostinih metod, ki podajajoinformacije o anatomijipreiskovanega podroja in oprocesih, ki v njem potekajo.Združevanje lahko vodi dobistveno izboljšane terzanesljivejše diagnoze.anatomijafiziologijatransverzalna ravninazdruževanjekoronarna ravninasagitalna ravninaSPECT/CTPET/CTfiziologijaanatomijazdruževanjeIZPOSTAVLJENOST PACIENTOV uinki ionizirajoih sevanj koliine in enote izpostavljenost pacientov pri posegihraunalniške tomografijekoronarnaravninatransverzalnaravninaspremembe v celicah -posledica ionizirajoega sevanjasomatske celicespolne celicevpliv naobsevanooseboakutnizgodnjiuinkiUinki ionizirajoih sevanjpozniuinkideterministini uinkimalignetvorbededniuinkigenetskespremembestohastini uinkiUinki sevanjDeterministini uinki sevanja so klinino ugotovljiveokvare obsevanega organa, tkiva ali organizma zaradipoškodovanja celic. Za nastanek posameznegadeterministinega uinka so dololjive vrednosti doz,pri katerih se deterministini uinek pojavi. Za tevrednosti doz pa velja, da je za doze, ki jih presegajo,deterministini uinek veji, e je vrednost doze veja.Stohastini ali nakljuni uinki so statistinougotovljive okvare zaradi spremenjenih lastnostiobsevanih celic, ki se lahko razmnožujejo. Stohastiniuinki, kot so nastanek malignih rakov ali dednihposledic v genih, niso odvisni od doze in zanje prag neobstaja, vendar je njihov nastanek verjetnejši pri višjidozi;22

deterministini uinkivzrono nujne posledice sevanja, ki se pojavijo, kadar jeprizadet zadosten odstotek celic kakega tkiva ali organapoškodbeprag0.25 -1 Gyabsorbirana dozastopnja poškodbje sorazmerna zizpostavljenostjonad pragomimajo prag: sledijo šele od neke mejne doze naprejstohastini uinkistopnja škode ni odvisna od ravni izpostavljenostiverjetnost za obolenja0.005 %1 mSvverjetnost zaškodo jesorazmerna zizpostavljenostjoefektivna dozanimajo praga: pojavijo se lahko že pri nizkih dozahVarstvo pred sevanji se je oblikovalo postopoma insicer na podlagi družbene sprejemljivosti tveganj in zavedanja o uinkih sevanj na eni strani in koristi, ki jih je uporaba prinašala na drugi.Uinke sevanj ocenjujemo na podlagi meritev aliocenjevanja izpostavljenosti (dozimetrija)Koliine in enoteAbsorbirana doza (D) (absorbed dose) je osnovna dozimetrinakoliina definirana kot povpreni vrednosti energije (), ki joionizirajoe sevanje preda snovi v prostorninskem elementu (dV),katerega masa je (dm)dεD =dmAbsorbirana doza je tako enaka celotni znotraj prostorninskegaelementa podeljeni energiji, deljeni z maso te prostornine.Enota za absorbirano dozo je joulena kilogram (J/kg), imenovana gray(Gy)dVdmHarold Gray1905-1965Mejne doze se doloijo kot primarne mejne doze za : ekvivalentno, efektivno, predvideno ekvivalentno in predvideno efektivno dozo,Ekvivalenta doza (H) (equivalent dose) je produktabsorbirane doze z ustreznim utežnim faktorjem vrstesevanjaD T, R je absorbirana doza zaradi sevanja vrste R, povpreena po tkivuali organu Tje utežni faktor sevanja vrste Rw RHT , R= wRDT, Rki se uporabljajo za posameznika ali e gre zaizpostavljenost ionizirajoim sevanjem prebivalstva,za referenno skupino prebivalstva.HTwRDT, RR= Enota za ekvivalentno dozo je joule nakilogram(J/kg), imenovana sievert (Sv)Rolf Sievert(1896-1966)23

Efektivna doza (E) (effective dose) je seštevek produktov tkivnihekvivalentnih doz in ustreznih tkivnih utežnih faktorjevE = w H TTTH T je ekvivalentna doza v tkivu ali organu TH TM je ekvivalentna doza v tkivu ali organu T moškegaH TF je ekvivalentna doza v tkivu ali organu T ženskew T je tkivni utežni faktor za tkivo ali organ TE wTwRDT, RT R= + H2Enota za efektivno dozo je joule na kilogram(J/kg), imenovana sievert (Sv)HTH=MTFTtkivo ali organkostni mozegdebelo revopljuaželodecdojkespolne žlezemehurjetrapožiralnikšitnicakožakostna povrhnjicamožganislinavkaostalovsotautežni faktortkiva ali organa0,120,120,120,120,120,080,040,040,040,040,010,010,010,010,121,00HMostRubrika ostalo opredeljuje trinajstorganov ali tkiv in sicer :nadledvino žlezo,(nosno, ustno votlino, žrelo in grlo),žolnik,srce,ledvici,bezgavke,mišice,ustno sluznico,trebušno slinavko,(prostato/maternini vrat),tanko revo,vranico inpriželjc=11313THMTF 1 13H ost= HT13FTfantom moškega telesaabsorbirana doza D TMreferennimoškivnos radioaktivne snovi v telo inzunanja izpostavljenostw Rfantom ženskega telesaabsorbirana doza D TFreferenniženskaOcena povprene prejete doze za prebivalstvokozmino 0,4 mSvzunanje 0,6 mSvnotranje 0,3 mSvradon 1,3 mSv2.6 mSvzdravstvo1.0 mSv1.0 mSv7%3%diagnostina radiologijanuklearna medicinaostalo90%ekvivalentna doza H TMekvivalentna doza H TF29%ekvivalentna doza H Tpovpreje po obeh spolihefektivna doza Ew Treferenniloveknaravno ozadjeumetni viriOcenjena porazdelitevizpostavljenostiposameznikaionizirajoim sevanjemIzpostavljenost pacientov pri posegih raunalniške tomografijeRaunalniška tomografija je diagnostina metoda, pri kateri jeizpostavljenost pacientov visoka v primerjavi s konvencionalnoprojekcijsko radiologijo.Zaradi vrste možnosti, ki jih ponuja, je optimizacija pri izvedbiposameznega posega zelo pomembna. Optimizacija pomeniizbiro takšnih ekspozicijskih parametrov, da bodo izpolnjenediagnostine zahteve, zaradi katerih se je poseg izvedel in bohkrati pacient izpostavljen le toliko, kot je to neizbežno.Po ocenah strokovnjakov Evropske skupnosti danesraunalniška tomografija prispeva skoraj že polovico hkolektivni dozi zaradi diagnostine radiologije.Na obsevanost pacientov pri raunalniški tomografiji vpliva naeni strani sama naprava za raunalniško tomografijo in na drugistrani nain njene uporabe.Sistem samodejnega prilagajanja ekspozicijeIzpostavljenost pacientov je v veliki meri odvisna odekspozicijskih parametrov: anodne napetosti, toka skozirentgensko cev aparata, trajanja posamezne rotacije, širinekoristnega snopa, premika mize na rotacijo (pitch).Veino teh parametrov izbere operater aparata oziroma sonastavljene vnaprej glede na poseg, ki se izvaja.Pri raunalniški tomografiji ne smemo pozabiti tudi na parametre,ki se uporabijo pri rekonstrukciji slik.Parametri rekonstrukcije slike vplivajo na lastnost slik, tako daposredno ob zahtevah za doloeno raven kakovosti slik lahkopovzroijo spremembo ekspozicijskih parametrov.24

Med ekspozicijskimi parametri je za prejeto dozo pacientovkljunega pomena produkt toka skozi rentgensko cev intrajanja ekspozicije (tokovni sunek).Ker so raunalniško tomografski posegi za paciente sevalnoobremenjujoi imajo sisteme, ki tudi samodejno prilagajajoprodukt toka in asa ekspozicije preiskovanemu pacientu.Namen takšnega sistema nadzora ekspozicijskih parametrovje na eni strani zagotoviti stalno kakovost slik (ravenrazmerja kontrast šum) in hkrati zmanjšati nepotrebnoizpostavljenost.Pri uporabi sistemov samodejnega prilagajanja ekspozicije semora uporabnik vnaprej odloiti za doloeno raven kakovostislike (raven šuma na slikah), ki jo potem sistem poskušazagotoviti s prilagajanjem toka skozi rentgensko cev.Topogram: : podatki o slikanem objektuSamodejno prilagajanjeoziroma modulacija tokaskozi rentgensko cevzahteva informacijo olastnostih pacienta predizvedbo posameznegareza.Podatke o atenuaciji seobiajno zbere na podlagiizvedenega topograma veni ali dveh projekcijah.Tri ravni uporabe sistema samodejnega prilagajanja ekspozicije: prilagajanje toka glede na velikost pacienta, vrednost ostajacelotno preiskavo nespremenjena prilagajanje toka vzdolž pacienta od enega do drugega reza torejglede na položaj reza v z osi naprave med posameznim rezom paostaja tok konstanten in prilagajanje toka med posamezno rotacijo, glede na debelinopreiskovanega podroja v posamezni smeri (kotna modulacija).Prva raven Razpolovna debelina tkiva za fotone spektra rentgenskesvetlobe pri napetosti 120 kV je okrog 4 cmTako za enak signal na detektorjih teoretino potrebujemopribližno dva krat veji tok fotonov rentgenske svetlobe zapreiskavo pacienta s premerom 34 cm, kot za pacienta spremerom 30 cm. Zato je za vsake 4 cm tkiva (ve/manj)potrebno dvakrat (ve/manj) produkt toka in asa.36 cm100 mAs40 cm200 mAs44 cm400 mAsDruga ravenTretja ravenTretja raven pa upošteva, da je predvsem pri nekaterih delihtelesa (npr. rame) debelina pacienta in s tem oslabitev snopasevanja v razlinih smereh precej razlina (npr. AP ali PA vprimerjavi z LAT).It=130mAsIt=55mAsNajveji tok je navadno potreben, ko koristni snop sevanja potekav lateralni smeri. S kotno modulacijo toka dosežemo tudi vejoenakomernost razporeditve ravni šuma na posamezni sliki.It=110mAsIt=140mAs25

Razlike izpostavljenosti pacientov so v veji meri posledicarazlik pri izbiri ekspozicijskih parametrov (npr. anodna napetost,tok skozi rentgensko cev, dolžina preiskovanega podroja...), medrazlinimi uporabniki, kot pa konstrukcije naprav.Zaradi specifinosti delovanja raunalniške tomografije jeporazdelitev doze v preiskovancu zaradi rotacijske simetrijepovsem drugana kot pri projekcijskem slikanju klasineradiografije.debelinarezaDozimetrijaizvorzaslonkaMeritev doz na koži zato ni smiselna. Uporabljamo naslednjidozimetrini veliini CT dozni indeks CTDI (Computed Tomography DoseIndex) in produkt doze in dolžine preiskovalnega podrojaDLP (Dose-Length Product)dozaIzpostavljenost je najveja na sredini reza in se poasizmanjšuje proti robu.Izpostavljeni pa so tudi deli tkiva izven reza.Dozaporazdelitevdoze D(z),dozni profilCTDICT dozni indeks CTDI (Computed(Tomography Dose Index)CTDID(z)dzos z– središe rotacijedebelina rezaNatanen dozimetrini opis posameznega reza pri raunalniškitomografiji podaja porazdelitev doze v osi tomografa – dozni profil D(z).Dozimetrina koliina s katero opišemo posamezni rez je integraldoznega profila normiran z izbrano debelino reza T in jo imenujemoCT dozni indeks (CTDI Computed Tomography Dose Index)=1T+ ∞- ∞CT dozni indeks merjen prosto v središu koristnega snoparentgenske svetlobe (CT Dose Index free in air CTDI a )∞−∞CTDI 1= D ( z dzaN ⋅T)CT dozni indeks merjen prosto v središu koristnega snoparentgenske svetlobe z ionizacijsko celico dolžine 100 mm(CT Dose Index free measured free in air with ionization chamber of100 mm length CTDI 100 ):CTDI50mm1=100 N ⋅T−50mmD(z)dzN-število rezovT-debelina rezaMeritve CTDI a v zrakuMeritve CTDI 100 v fantomuFantomi iz pleksi stekla:simulacija glave: 2r = 16 cmsimulacija trupa: 2r = 32 cm26

Utežen CT dozni indeks merjen v dozimetrinem fantomu (mGy)(Weighted CT Dose Index in the standard CT dosimetry phantomCTDI W ):CTDI W1CTDIW= ⋅C3100, c2 1+ ⋅( C100,p+ C100,+100,+100,)1 pC2 pC3 p43 4Produkt doze in dolžine preiskovalnegapodroja DLP (Dose(ose-Length ength Product)Dozni indeks CTDI ne poda slike o celotni preiskavi, saj ne nudipodatka o dolžini preiskovanega podroja.P4CP3P1P216 oz 32 cmali poenostavljen zapis1 2 1CTDI W= ⋅C+ ⋅( P1+ P2+ P3+ P4)3 3 4Meritev v sredini fantoma in na 4 položajih1 cm pod površino (P 1 -12h, P 2 - 3h, P 3 - 6h,P 4 - 9h) na robuIzraunamo povpreje meritev na robuZato uporabljamo produkt doze in dolžine polja DLP (mGy • cm)(Dose Lenght Product), pri emer je N število rezov debeline T enakodolžini preiskovalnega podroja LDLP = CTDICT dose length product (DLP) (mGycm)vol⋅LPrejete dozeReferenne vrednosti doznihindeksov CTDI in produktov doze indolžine preiskovalnega podrojaDLPDLP je merilo za dozo celotnegaposegaZaradi specifinosti delovanjaraunalniške tomografije jeporazdelitev doze v preiskovancuzaradi rotacijske simetrije povsemdrugana kot pri projekcijskemslikanju klasine radiografije.preiskavapreiskavaCT glaveCT vratuCT pljuCT abdomnaCT medeniceZ uporabo pretvornih faktorjevlahko grobo ocenimo efektivno dozo CT trupaCTDI w(mGy)referennevrednostiDLP (mGycm)glava 60 1050pljua 30 650abdomen 35 700medenica 35 600E 0 /DLP 0 (mSv/mGycm)0,00210,00590,0140,0150,0150,015Monte Carlo simulacija izpostavljenosti vhodni podatki spekter rentgenske svetlobe vrsta preiskave podatki o sestavi, mestih inrazmerju tkiv in organov zastopanost elementov vposameznih tkivih in organih vhodni normalizacijskiizmerjeni podatek CTDI, DLP simulacija interakcij fotonov fotoefekt, Comptonov pojav, Rayleighovo sipanjeIzpostavljenost zaradi uporabe raunalniške tomografijeV obdobju 1985 – 1990 so raunalniške tomografije predstavljale le4% vseh radioloških posegov, njihov prispevek k celotni dozi zaradiuporabe v zdravstvu pa je bil 18%.V letu 2000 se je delež raunalniške tomografije poveal na 6% vsehradioloških posegov, prispevek k celotni dozi pa je narasel na 41%.V ZDA je delež še višji in sicer 11% vseh radioloških posegov in67% celotne doze.CT glaveCT vratuCT pljuCT abdomnaCT medenicerentgenskapreiskavaraunalniška tomografijaefektivnadoza (mSv)2,002,408,0010,508,70število posegov, ki bi povzroiloletno izpostavljenost enakonaravnemu ozadju1,31,10,30,250,3glavapljuaabdomenmedenicamamografijarentgenskapreiskavaklasino rentgensko slikanjevratna hrbtenicaprsna hrbtenicaledvena hrbtenicaefektivnadoza (mSv)0,030,040,100,700,800,800,900,15število posegov,ki bi povzroiloletnoizpostavljenostnaravnemuozadju8765263,73,33,32,91727

koronarografijarentgenskapreiskavadiaskopsko slikanje s kontrastompreiskava želodca in dvanajstnika(Ba meal)preiskava revesja irigografija široko revo,jejunoileografija ozko revo (Ba enema)priskava hipofarnkfa in požiralnika(Ba follow)intravenska urografija IVUintreventna radiologijaPTCA perkutana transluminalna koronarnaangioplastikaefektivnadoza(mSv)3,007,004,503,504,00-16,007,5-60,0število posegov, kibi povzroiloletnoizpostavljenostnaravnemu ozadju0,90,40,60,70,7-0,150,35-0,04Literatura Jerrold T. Bushberg, J.Anthony Seibert, Edwin M.Leidholdt, John M. BooneThe Essential Physics of Medical Imaging,Lippincott Williams&Wilkins 2002,ISBN 0-683-30118-728