Upozornění Všechna práva vyhrazena. Žádná část této tištěné či elektronické knihy nesmí být reprodukována a šířena v papírové, elektronické či jiné podobě bez předchozího písemného souhlasu nakladatele. Neoprávněné užití této knihy bude trestně stíháno. Galén Na Bělidle 34, 150 00 Praha 5 www.galen.cz Galén, 2012
Jan Baxa Jiří Ferda Multidetektorová výpočetní tomografie srdce
Autoři as. MUDr. Jan Baxa, Ph.D. doc. MUDr. Jiří Ferda, Ph.D. Klinika zobrazovacích metod LF UK a FN Plzeň Recenzenti prof. MUDr. Pavel Eliáš, CSc. Radiologická klinika LF UK a FN Hradec Králové prim. MUDr. Milan Novák Radiodiagnostické oddělení nemocnice Privamed, Plzeň Poděkování Autoři děkují za dlouhodobou plodnou spolupráci přátelům kardiologům prof. MUDr. Richardu Rokytovi ml., PhD., MUDr. Janu Peškovi a prim. MUDr. Miloslavu Zikmundovi. Jan Baxa, Jiří Ferda MULTIDETEKToroVÁ VÝPOČETNÍ TOMOGRAFIE srdce První vydání v elektronické verzi Vydalo nakladatelství Galén, Na Bělidle 34, 150 00 Praha 5 Editor nakladatelství PhDr. Lubomír Houdek Šéfredaktorka nakladatelství PhDr. Soňa Dernerová Odpovědná redaktorka Mgr. Jarmila Prokešová Sazba Petra Veverková, DTP Galén G311063 Kniha vznikla za podpory výzkumného projektu MSM 0021620819 a projektu Experimentální chirurgie nové technologie v medicíně, registrační číslo: CZ.1.07/2.2.00/15.0049. Všechna práva vyhrazena. Tato publikace ani žádná její část nesmí být reprodukovány, uchovávány v rešeršním systému nebo přenášeny jakýmkoli způsobem (včetně mechanického, elektronického, fotografického či jiného záznamu) bez předchozího souhlasu nakladatelství. Galén, 2012 ISBN 978-80-7262-886-5 (PDF) ISBN 978-80-7262-887-2 (PDF pro čtečky)
obsah Obecná část 1 Základní technické předpoklady a historie...10 2 EKG synchronizace...12 3 Retrospektivní gating...14 4 Prospektivní triggering...16 5 Časové rozlišení I...18 6 Časové rozlišení II...20 7 Prostorové rozlišení...22 8 Kontrast a šum...24 9 Aplikace kontrastní látky základní parametry...26 10 aplikace kontrastní látky způsob časování...28 11 aplikace kontrastní látky bolus, objem, koncentrace, viskozita...30 12 akviziční parametry rozsah a směr...32 13 akviziční parametry expozice a datová stopa...34 14 Faktor stoupání a perioda rotace...36 15 Rekonstrukce dat...38 16 Problematika nastavení a editace rekonstrukční fáze...40 17 Multifázová rekonstrukce...42 18 Multiplanární rekonstrukce...44 19 MIP rekonstrukce...46 20 VRT rekonstrukce...48 21 Softwarové nástroje a analýza plátu...50 22 4D zobrazení a analýza funkčních parametrů...52 23 Hodnocení a archivace dat...54 24 Kvantifikace koronárních kalcifikací...56 25 Dynamické perfuzní zobrazení...58 26 Zobrazení duální energií...60 27 Hybridní zobrazení...62 28 Možnosti redukce dávky ionizačního záření...64 29 Zobrazení na CT přístroji s jedním zdrojem záření...66 30 Zobrazení na CT přístroji se širokým detektorem...68 31 Zobrazení na CT přístroji se dvěma zdroji záření...70 32 Premedikace a příprava pacienta...72 33 Klinické indikace CT zobrazení srdce...74
speciální část 1 Pravá věnčitá tepna...78 2 Levá věnčitá tepna...80 3 Dominance levé věnčité tepny...82 4 Anomální odstup věnčitých tepen přední průběh tepny...84 5 Anomální odstup věnčitých tepen retroaortální průběh tepny...86 6 Anomální odstup věnčitých tepen interarteriální průběh tepny...88 7 Anomální odstup věnčitých tepen transseptální průběh tepny...90 8 Anomální odstup věnčitých tepen syndrom Blandův-Whiteův-Garlandův...92 9 Koronární píštěle...94 10 Myokardiální můstky...96 11 Srdeční žíly...98 12 Variabilita srdečních žil... 100 13 aterosklerotické pláty... 102 14 Fibrózní aterosklerotické pláty... 104 15 Lipoidní aterosklerotické pláty a pozitivní remodelace... 106 16 Nestabilní aterosklerotické pláty... 108 17 Kalcifikované pláty a kalcifikace ve stěně tepen... 110 18 Kalciové skóre... 112 19 Koronární ateroskleróza postižení jedné tepny... 114 20 Koronární ateroskleróza postižení více tepen... 116 21 Diabetická angiopatie... 118 22 Chronický uzávěr věnčité tepny... 120 23 Akutní uzávěr věnčité tepny... 122 24 Spontánní disekce věnčité tepny... 124 25 Disekce věnčité tepny u disekce aorty... 126 26 Stenty ve věnčitých tepnách... 128 27 Restenózy a komplikace implatace stentů... 130 28 Okluze koronárního stentu... 132 29 Základní roviny zobrazení srdce... 134 30 Projekce na aortální chlopeň... 136 31 Subvalvulární stenóza... 138 32 Valvulární stenóza... 140 33 Valvulární regurgitace a kombinované vady... 142 34 Bikuspidální aortální chlopeň... 144 35 Supravalvulární stenóza... 146
36 Mitrální chlopeň... 148 37 Trikuspidální chlopeň... 150 38 Intrakardiální zkraty... 152 39 Parciální anomální návrat plicních žil... 154 40 Komplexní anomálie srdce... 156 41 Dilatační kardiomyopatie... 158 42 Hypertrofická kardiomyopatie... 160 43 Arytmogenní kardiomyopatie pravé komory... 162 44 Nádory perikardu... 164 45 Nádory myokardu... 166 46 Nádory intrakardiální... 168 47 Srdeční aneuryzma a pseudoaneuryzma... 170 48 Intrakardiální trombóza... 172 49 Infekčn endokarditida... 174 50 Akutní perikarditida... 176 51 Konstriktivní perikarditida... 178 52 Hemoperikard... 180 53 Zátěžová ischémie myokardu... 182 54 akutní infarkt myokardu... 184 55 Chronický infarkt... 186 56 Arteriální bypassy... 188 57 Žilní bypassy... 190 58 Stenózy proximální anastomózy bypassů... 192 59 Stenózy distální anastomózy bypassu... 194 60 Stenózy nativního řečiště po operaci bypassů... 196 61 Chronická okluze bypassu... 198 62 Subakutní okluze bypassu a uzávěr sekvenčního pokračování... 200 63 Stenóza bypassu... 202 64 Komplikace po kardiochirurgických výkonech...204 65 Zobrazení plicních žil... 206 66 Alternativní vaskulární nálezy u CT koronarografie... 208 Literatura... 210 Summary... 213
Diabetická mirkoangiopatie
obecná část 9
1 Základní technické předpoklady a historie Srdce jako celek vykonává během své trvalé aktivity velmi komplexní pohyb v několika směrech. Společně s aktivně se stahujícím srdečním svalem se pasivně pohybují koronární tepny, jejich poloha se tedy mění v závislosti na fázi srdečního cyklu. Nejmenší rozsah pohybů koronárních tepen je patrný v pozdní systolické a střední až pozdní diastolické fázi. V těchto částech srdečního cyklu je tedy ideální pro morfologické zobrazení pomocí tzv. virtuálního zmrazení srdce. K tomu je nutné CT vyšetření synchronizovat s EKG křivkou, která představuje informaci o elektrické aktivitě srdečního svalu. Historie CT zobrazení srdce CTA koronárních tepen byla první klinicky využitelnou neinvazivní zobrazovací metodou schopnou přímo zobrazit koronární řečiště. Použití této metody bylo a je významně závislé na technickém rozvoji spirální a multidetektorové technologie. V období používání tzv. konvenčních výpočetních tomografů 3. generace bylo možné hodnotit maximálně tvar a velikost Zobrazení věnčitých tepen, základní projekce, stenóza ramus interventriculari anterior a ramus circumflexus 10
srdečních oddílů, šíři stěny myokardu nebo přítomnost kalcifikací na chlopních a hlavních kmenech koronárních tepen. Se zvyšujícím se počtem datových stop za jednu otáčku a významným zkrácením periody rotace gantry docházelo k postupnému zkracování doby akvizice, které bylo pro vyšetření koronárních tepen nezbytné. Zkrácení periody rotace na 420 či 375 ms znamenalo i zkrácení časového rozlišení, které bylo možné dále redukovat pomocí různých algoritmů rekonstrukce obrazů ze získaných hrubých dat. Zobrazení koronárních tepen bylo možné již na přístrojích s kolimací 4 1 mm nebo 16 0,75 mm. Ovšem z dnešního hlediska bylo využití těchto přístrojů významně omezeno zejména pohybovými artefakty při tachykardii či dysrytmii. U současných moderních přístrojů je již samozřejmostí izotropní zobrazení prostoru pomocí submilimetrové kolimace, zásadním tématem zůstává zlepšení časového rozlišení na úroveň, která by umožnila hodnocení osob s vyšší hodnotou srdeční akce či výraznými dysrytmiemi (např. fibrilace síní či extrasystolie). 11
2 EKG synchronizace Mimo zobrazení srdce znamenala možnost spirálního záznamu dat při kontinuálním pohybu stolu velký pokrok směrem k objemovému zobrazení. Zároveň tato technika zlepšila časové rozlišení ve srovnání se sekvenčním způsobem akvizice. Pro zobrazení srdce bez pohybových artefaktů je však nezbytné synchronizovat akvizici s kontinuálním záznamem EKG křivky. Definice srdečního cyklu Srdce vykonává kontinuální pohyb, který je řízen centrem s nadřazenou elektrickou aktivitou. V případě sinusového rytmu se jedná o sinoatriální uzel a sinusový rytmus je definován přítomností vlny P, komplexu QRS a vlny T. Zároveň je podmínkou konstantní vzdálenost mezi vlnou P, která odpovídá systolické fázi levé a pravé srdeční síně, a QRS komplexem odpovídajícím systolické fázi obou srdečních komor (PQ interval). Obecně velmi důležitou částí EKG křivky pro CT zobrazení srdce je vzdálenost mezi vlnou T a P, která odpovídá diastolické fázi. Délka trvání této fáze je závislá na srdeční frekvenci. Diastolická fáze srdeční revoluce se nepřímo úměrně zkracuje se zvyšováním frekvence. R-R interval Pro potřeby EKG synchronizace je nutné přesně ohraničit opakující se fáze srdečního cyklu. a. Křivka EKG, základní schéma b. Intervaly pro rekonstrukce dat CT v systole a diastole 12
Vzhledem k nejvyšší voltáži ve většině případů byl zvolen kmit R a délka trvání jednoho cyklu je pak definována R-R intervalem. Jak vyplývá z výše uvedeného, délka R-R intervalu je závislá na srdeční frekvenci. Zároveň je třeba si uvědomit, že akviziční software stanovuje hodnotu frekvence pacienta z aktuální naměřené hodnoty vzdálenosti R-R intervalu. Poruchy rytmu Mezi nejčastější poruchy rytmu patří fibrilace síní, kdy je různá délka R-R intervalu. Dále je nutné počítat s přítomností supraventrikulárních a komorových extrasystol. Oba typy se projeví vysokou variabilitou hodnoty aktuální srdeční frekvence a odlišit je lze na základě tvaru QRS komplexu. Definice fází R-R intervalu Pro potřeby EKG synchronizace a zejména zpětné segmentace dat je nutné přesně definovat jednotlivé fáze R-R intervalu. Pro toto nastavení se dnes běžně používají tři způsoby: relativní interval, kdy je začátek zvolené fáze vyjádřen procentuálně ve vztahu k délce konkrétního R-R intervalu; absolutní interval, kdy je začátek fáze od předchozího kmitu R stanoven přesným časovým údajem v ms; reverzní absolutní interval je stanoven časovým intervalem zpětně od následujícího kmitu R. c. Čtyřdutinová projekce v systole d. čtyřdutinová projekce v diastole 13
3 Retrospektivní gating Vyšetření metodou retrospektivního EKG gatingu, tedy s kontinuálním záznamem dat v průběhu celého srdečního cyklu, bylo technicky možné již na spirálních jednodetektorových systémech, využití této techniky však bylo limitováno dalšími parametry. Kombinace multidetektorových přístrojů a kratší rotace rentgenky umožnila akvizici objemu srdce v rámci celého R-R intervalu v kvalitě izotropického zobrazení. Vzhledem k tomu, že podmínkou kompletního pokrytí objemu bijícího srdce je pomalá rychlost posunu stolu a zároveň zobrazení v rámci jediného nádechu, je rychlost rotace systému rentgenka-detektor zásadním faktorem určujícím kvalitu zobrazení. Zpětná segmentace dat Při použití retrospektivního gatingu je tedy k dispozici objem dat ve zvoleném rozsahu v každé fázi srdečního cyklu. Zpětně pak dochází k jejich segmentaci (rekonstrukci) v přesně definovaných úsecích R-R intervalu. Pro rekonstrukce se využívají jedno- nebo vícesegmentové algoritmy. Při jednosegmentovém jsou pro určitý obraz získána data z jediného srdečního cyklu. Pokud je srdeční frekvence vyšší (tzn. kratší R-R interval) lze a. Kontinuální expozice a akvizice dat u EKG gatingu 14
použít algoritmus pro rekonstruovaný obraz data z více srdečních cyklů (2 6). Výsledkem rekonstrukce jsou kvalitní obrazová data bez závislosti na srdečním rytmu s minimální šíří vrstvy odpovídající kolimaci a libovolným nastavením vzdálenosti axiálních obrazů (incrementu). Editace rekonstrukční fáze Významnou výhodou vyšetření s retrospektivním gatingem je možnost úpravy (editace) nastavení fáze R-R intervalu použité pro zpětnou segmentaci. V případě pravidelného srdečního rytmu jsou tyto oblasti v konstantní vzdálenosti od kmitu R. Při nepravidelném rytmu je možné, že dojde k segmentaci z různých fází srdečního cyklu, a tedy významným pohybovým artefaktům v rekonstruovaném obrazu. V tomto případě lze provést manuální úpravu pozice oblastí pro zpětnou segmentaci na základě vizuálního hodnocení délky R-R intervalů.kromě úpravy pozice lze také nevhodnou oblast zcela ze segmentace vyřadit, nejčastěji v případě komorových extrasystolických stahů. Více je o možných úpravách nastavení rekonstrukčních fází uvedeno ve speciální kapitole. b. Multifázická rekonstrukce dat umožněná akvizicí dat s EKG gatingem 15
4 Prospektivní triggering Principem prospektivního triggeringu (hradlování) je zavedená technika pro EKG synchronizovaný sekvenční způsob vyšetření srdce. Při této technice je expozice rentgenky přerušována a spouštěna v předem fixně stanovené fázi R-R intervalu. Okamžik spuštění akvizice je tedy možné předem nastavit na určitou vzdálenost od kmitu R, která je pak konstantní během celé doby vyšetření. Po každé jednotlivé otáčce dojde k posunu stolu o maximálně šíři datové stopy a k záznamu další části zvoleného objemu ve stejné fázi R-R intervalu. Tímto způsobem lze provést vyšetření celého objemu srdce ovšem bez možnosti rekonstrukce v jiné než předem zvolené fázi srdečního cyklu. Zpoždění spuštění akvizice vůči kmitu R je nastaveno pomocí časové hodnoty (ms) nebo poměrným způsobem pomocí procent (např. 60 80 % pro end- -diastolickou fázi), kdy aktuální hodnota délky R-R intervalu je predikována na základě průměru vzdálenosti R-R v předchozích několika srdečních cyklech. Tento způsob je tedy výhodný u osob s pravidelným srdečním rytmem. Princip prospektivní EKG synchronizace je užíván pro zobrazení srdce pomocí elektron-beam CT, u moderních CT přístrojů se využívá zejména pro vyšetření kalciového skóre a u starších typů přístrojů a. Přerušovaná expozice a akvizice dat u EKG triggeringu 16
může být také problém s délkou zadržení dechu. Prospektivní EKG triggering lze u 16- a 64-detektorových CT přístrojů využít i ke zobrazení srdečních oddílů a případně koronárních bypassů. Zobrazení vlastního koronárního řečiště je v tomto případě výrazně limitováno prostorovým rozlišením sekvenčního způsobu skenování bez překryvu vrstev a vyšší pravděpodobností pohybových artefaktů při výrazně nepravidelném srdečním rytmu. Vyšetření pomocí prospektivní metody je také u starších typů přístrojů delší, což může znamenat nutnost aplikace většího množství kontrastní látky. Adaptivně-sekvenční technika Moderní techniky prospektivního EKG triggeringu u dvouzdrojových CT přístrojů umožňují díky rozšíření skenovacího úhlu na 460 větší flexibilitu zpětné úpravy fáze záznamu (možnost manuálního posunu rekonstrukční fáze až o 8%) a také kompenzaci při arytmii, kdy systém automaticky vynechá nebo opakuje záznam na základě výskytu nepravidelnosti rytmu. Využití této techniky je vhodné zejména u osob s výrazně kolísavou srdeční frekvencí. Limitací je opět delší doba akvizice, a tím vyšší nároky na množství aplikované kontrastní látky. b. Rekonstrukce dat při akvizici dat s EKG triggeringem je možná jen v jediné fázi 17
5 Časové rozlišení I. Časové rozlišení ( temporal resolution ) je zásadním parametrem určujícím kvalitu zobrazení srdce. Je definováno hodnotou periody zobrazení, která udává dobu akvizice dat, která jsou potřeba k rekonstrukci jednoho axiálního obrazu. Vysoké časové rozlišení (krátká doba akvizice dat) je důležité zejména pro zobrazení objektů, které se během akvizice pohybují. Faktory nejvíce ovlivňující časové rozlišení jsou rychlost posunu stolu ( table feed ), doba otáčky rotoru gantry ( rotation time ), synchronizace s EKG záznamem a použitý algoritmus zpětné segmentace dat pro výpočet axiálního obrazu z hrubých dat. Časové rozlišení je naprosto zásadní parametr pro možnost provádění vyšetření koronárních tepen, které během srdečního cyklu vykonávají velmi výrazné pohyby v několika různých směrech. Rekonstrukční technika Na starších přístrojích s helikální technologií byl k rekonstrukci dat využíván algoritmus s lineární interpolací 360, kdy axiální obraz byl superponován ze dvou sousedních závitů virtuální šroubovice. Perioda zobrazení a. EKG u frekvence 60/min b. časové rozlišení 83 ms, frekvence 60/min, zobrazení v systole bez pohybových artefaktů 18
byla při tomto algoritmu rovna době otáčky rotoru gantry a v rekonstruovaném obrazu se významně projevovaly pohybové artefakty rychle se pohybujících objektů. Spirální CT přístroje 3. generace již používaly rekonstrukční algoritmus využívající k vytvoření obrazu data jen z části otáčky ( partial-scan reconstruction technique ) a v kombinaci s EKG korelační technikou dosáhlo časové rozlišení těchto přístrojů 500 ms. Akvizice však trvala přibližně 60 sekund s voxelem o rozměrech 0,6 0,6 3 mm, a nebylo tedy možné vyšetření provést v rámci jednoho nádechu. Významnou redukci pohybových artefaktů znamenal rekonstrukční algoritmus s lineární interpolací 180 ( half-scan ), při kterém dochází pomocí interpolace k doplnění poloviny datové otáčky, a tím k získání dat pro celý obraz. Při použití tohoto algoritmu se perioda zobrazení rovnala polovině doby otáčky rotoru gantry. Ani tyto hodnoty ale nedosahovaly úrovně dostatečné pro zobrazení koronárních tepen. První výraznější rozvoj vyšetřování srdce nastal až s možností zobrazení více obrazů za jednu otáčku ( multi-slice ) a zrychlením otáčky rotoru gantry na 0,5 sekundy. c. EKG u tachykardie 120/min d. časové rozlišení 83 ms, frekvence 120/min, zobrazení v systole již s pohybovými artefakty, nemocná v těžkém stavu s bakteriální endokarditidou 19
6 Časové rozlišení II. U multidetektorových CT přístrojů s jedním zdrojem a vyšším počtem řad detektorů (16 64) je časové rozlišení při vyšetření srdce závislé na srdeční frekvenci, pravidelnosti rytmu a periodě rotace (ideálně do 330 ms). Přesto na těchto přístrojích došlo k největšímu rozšíření cíleného vyšetřování srdce a pomocí nich se začalo s rutinním využitím. Cílem technického vývoje je snížení časového rozlišení pod 100 ms při libovolné srdeční frekvenci. Pro zlepšení časového rozlišení je možné využít kompletaci dat z několika srdečních stahů (vícesegmentová rekonstrukční technika). Tato rekonstrukce však trpí nestejnoměrností jednotlivých srdečních stahů a pohybů věnčitých tepen. Zásadním přínosem k dalšímu vylepšení časového rozlišení je způsob kompletace dat u dvouzdrojového CT přístroje v kombinaci s velmi rychlým posunem stolu. Zatímco u jednozdrojových CT přístrojů se časové rozlišení rovná polovině doby rotace gantry, u dvouzdrojového přístroje je to čtvrtina otáčky nezávisle na srdeční frekvenci vyšetřované osoby. Při trvání rotace 0,33 sekundy je tedy časové rozlišení 83 ms. Tohoto rozlišení lze dosáhnout i na jednozdrojových přístrojích za použití a. Multisegmentová rekonstrukce využívá data ze dvou po sobě následujících stahů b. pravá koronární tepna je při jednom stahu rotována o 90 stupňů a je užší 20
vícesegmentové rekonstrukce, ovšem je výrazně závislá na stabilním sinusovém rytmu s nižší frekvencí. Z tohoto důvodu se zatím u dvouzdrojového přístroje nedoporučuje využití vícesegmentové rekonstrukce pro vyšetření koronárních tepen, zejména u pacientů s nestabilní srdeční frekvencí. Na srdeční frekvenci vyšetřované osoby je závislá také hodnota faktoru stoupání (pitch), který se při vyšetření srdce pohybuje od 0,2 do 0,5. Dvouzdrojové přístroje umožňují výrazně zkrátit dobu vyšetření celého srdce na 10 s u osob s nízkou frekvencí nebo na 5 s u osob s vysokou frekvencí. V jiných kapitolách je detailně zmíněn způsob vyšetření pomocí tzv. high-pitch módu, který kromě snížení radiační zátěže zlepší i časové rozlišení. Odlišným směrem vývoje než dvouzdrojové CT přístrojů je v současnosti další zvyšování počtu řad detektorů (až 320), a tím rozšíření oblasti pokryté jednou otáčkou gantry až na 12 cm, což představuje ve většině případů dostatečný rozsah pro vyšetření celého srdce. V tomto rozsahu je však možné na současných přístrojích provádět pouze sekvenční vyšetření a nikoliv spirální. c. v jiném stahu má jiný průsvit, kalcifikace v jiné poloze d. superprojekce dat ze dvou rozdílných stahů, nestejnoměrný pohyb vytvoří nereálný obraz 21
7 Prostorové rozlišení Prostorové rozlišení obrazu ( spatial resolution ) je obecně definováno minimální vzdáleností mezi dvěma liniemi tak, aby byly ještě od sebe rozpoznatelné. U digitálně získávaných obrazů je prostorové rozlišení závislé na velikosti nejmenšího elementu receptoru (detektoru) a celkovém počtu těchto elementů. Obecně pro axiální CT obrazy je prostorové rozlišení dáno technickými parametry akvizice (průzor detektoru detector aperture ) a voleným rekonstrukčním algoritmem (filtrem). Rozlišovací schopnost současných CT přístrojů umožňuje rozeznat objekty o minimální velikosti 0,4 0,6 mm, pro popsání struktury určitého objektu na planárním (dvourozměrném) zobrazení je nutné, aby byl objekt pokryt nejméně 4 voxely. Matice ( matrix ) Velikost matice udává počet bodů (pixelů), kterými je tvořen jeden axiální obraz. Současné CT přístroje pracují zpravidla se základní maticí 512 512 bodů, která může být při rekonstrukci obrazu transformována na tzv. přepočítávanou matici. Prostorové rozlišení takového obrazu je tím vyšší, čím jemnější matice je použita pro rekonstrukci. a. Velké field-of-view rekonstrukce b. Nedostatečné prostorové rozlišení pro zobrazení stentu 22
Rozsah používaných přepočítávaných matrix je od 340 340 do 2048 2048. Zobrazení srdce a koronárního řečiště Koronární řečiště představuje velmi jemné struktury, zejména v periferii, kde se průměr sekundárních větví dostává až pod 1 mm. Pro jejich kvalitní zobrazení je třeba kombinace několika různých faktorů. Kromě redukce pohybových artefaktů je to minimální velikost zobrazeného voxelu, ideálně s rozměry 0,5 mm ve všech směrech (izotropní prostorové rozlišení). Dále je důležitý také vysoký poměr kontrastu a šumu ( contrast-to-noise ratio ), této problematice jsou věnovány další kapitoly. Zobrazované pole ( field-of-view FOV ) Pro maximální kvalitu zobrazení koronárních tepen, včetně objemových 3D rekonstrukcí, je také nutné vytvořit primární rekonstrukci dat se zobrazovaným polem minimalizovaným na oblast zájmu, a využít tak co největší část zobrazované matice. Pouhé zvětšení obrazu v prohlížeči znamená úměrné snížení prostorového rozlišení obrazu a rozmazání kontur drobných struktur či jejich splynutí s okolím. c. Přiměřené field-of-view rekonstrukce d. menší velikost voxelu dovoluje lépe zobrazit stent i jeho průsvit 23
8 Kontrast a šum Zásadní význam pro kvalitu zobrazení má poměr kontrastu a šumu v pozadí obrazu ( contrast-to-noise ratio CNR ). Kontrast lze definovat jako rozdíl mezi denzitami jednotlivých struktur, který umožňuje jejich vizuální odlišení, a může být ovlivněn podáním kontrastní látky, expozičními a rekonstrukčními parametry. Množství šumu závisí především na objemu vyšetřovaného objektu, expozičních parametrech, šíři vrstvy a rekonstrukčním algoritmu. Expoziční parametry Se zvyšováním hodnoty mas dochází k poklesu šumu, současně ale narůstá absorbovaná dávka. Vyšetření by mělo být kompromisem mezi radiační zátěží a kvalitou obrazu. Snížení hodnoty napětí vede ke zvýšení kontrastu jodové kontrastní látky přítomné v koronárních tepnách, na druhou stranu znamená zvýšení šumu, které je ale disproporcionální. Z tohoto důvodu je na současných CT přístrojích možné nastavení nižší hodnoty napětí (100 kv) při vyšetření srdce u osob s nižší či průměrnou hmotností. Šíře datové stopy a rekonstruované vrstvy Pokud je stejnými expozičními parametry získána širší datová stopa, dochází k poklesu šumu, ale zároveň i prostorového rozlia. Rekonstrukce dat algoritmem pro střední potlačení denzitních rozhraní, lumen pravé věnčité tepny není hodnotitelné b. rekonstrukce dat algoritmem pro střední zvýraznění denzitních rozhraní, je možné rozlišit kalcifikace ve stěně cévy a měkký plát 24
šení. Šíře vrstvy ovlivňuje množství šumu obdobně jako hodnota proudu a obrazy s úzkou šíří vrstvy jsou zatíženy přítomností velkého množství šumu. A to v případě, že je rekonstruovaná šíře vrstvy parametrem rekonstrukce hrubých dat, i při multiplanární rekonstrukci. Zvýšením šíře rekonstruované vrstvy MPR lze významně snížit úroveň šumu, při zhoršení prostorového rozlišení. Rekonstrukční algoritmus a iterativní rekonstrukce dat Rekonstrukční algoritmus (filtr, kernel) má zásadní vliv na kontrast, prostorové rozlišení i šum v pozadí obrazu. Algoritmy s potlačením rozhraní denzit tlumí vliv šumu a jsou vhodné pro trojrozměrné rekonstrukce, středním zvýraznění rozhraní je nutné při hodnocení lumina stentů. Iterativní rekonstrukce dat je v současnosti jedním ze softwarových nástrojů určených ke snížení radiační dávky vyšetření. Iterativní rekonstrukce dat, zejména algoritmy, které manipulují s hrubými daty, dovolují zvýšit kontrastní rozlišení a potlačit vliv šumu i u snížení počtu kvant záření X procházejících vyšetřovaným objektem. U normálních dávek je možné iterativní rekonstrukcí snížit vliv Hounsfieldova artefaktu na zobrazení kalcifikovaných tepen a lumina stentů. c. Rekonstrukce dat zpětnou projekcí, kdy vlivem Hounsfieldova artefaktu není možné posoudit průsvit stentu d. Iterativní rekonstrukce dat sníží vliv Hounsfieldova artefaktu a zvýší kontrastní rozlišení obrazu, průsvit stentu je možné hodnotit 25
9 Aplikace kontrastní látky základní parametry Intravenózní aplikace jodové kontrastní látky je nezbytnou podmínkou zobrazení cévního lumina a určitá úroveň plazmatické koncentrace jodu v koronárním řečišti je nutná pro kvalitu hodnocení případných změn. Způsob podání K provedení CT angiografie je nezbytný přetlakový injektor, který zajistí vysokou a konstantní rychlost aplikace s přesným načasováním. Starší typy injektorů s jedním pístem umožňují pouze aplikaci kontrastní látky. U již běžně rozšířených dvoupístových systémů je možné provádět podání fyziologického roztoku okamžitě po dokončení aplikace kontrastní látky (tzv. záplach ), tato metoda ušetří ¼ až ¹ ³ objemu kontrastní látky. Zároveň je možné korigovat koncentraci aplikované kontrastní látky, což omezí přítomnost vysoce denzní náplně žilního systému např. v horní duté žíle či pravostranných srdečních oddílech. Vzhledem k vyšším hodnotám rychlosti aplikace při CT angiografii koronárních tepen je nutné použití nitrožilní kanyly o větším průsvitu 16 18 gauge. Nejčastějším místem aplikace jsou povrchové žíly loketní jamky nebo hřbetu ruky. Aplikace do centrálního žilního katétru je sice vhodná vzhledem k přímému nástřiku kontrastní látky do pravostranných srdečních oddílů, malý kalibr jednotlivých částí katétru a limitovaná Optimální naplnění koronárního systému dovoluje na VRT rekonstrukcích odlišit kalcifikace a cévní lumen, vyšetření bylo provedeno technikou s vysokým faktorem stoupání 3 (tzv. Flash spiral), podáno 50 ml k.l. o koncentraci 400 mgi/ml průtokem 5 ml/s 26
tlaková odolnost však většinou neumožňují dosáhnout požadované rychlosti aplikace. Koncentrace, objem a rychlost podání kontrastní látky obecně závisejí na typu přístroje a vyšetřované oblasti. Celkový objem podané kontrastní látky a načasování akvizice dat jsou vždy vztaženy k základním fyziologickým parametrům (cirkulační čas a místo aplikace), anatomickým poměrům (umístění cévy v cirkulaci) a k celkové době vyšetření. Způsob aplikace kontrastní látky má zcela zásadní vliv na kvalitu zobrazení cévních struktur při CT angiografii. Vždy je třeba respektovat především prostorové umístění vyšetřované cévy v cévním řečišti a její funkční umístění v oběhovém systému. Vzdálenost místa aplikace kontrastní látky k cílovému místu zobrazované cévy je určující především z hlediska správného načasování aplikace kontrastní látky. Pro CT angiografii srdce platí obdobná pravidla podání kontrastní látky jako pro ostatní části tepenného systému. Mezi samozřejmosti patří důsledná kontrola kvality žilního vstupu, aby nedošlo k extravazaci do podkoží. Na pracovišti musí být připraveno vybavení a standardní postup pro léčbu alergických reakcí. Samozřejmostí musí být koordinace léčby život ohrožujících stavů s anesteziologicko-resuscitačním oddělením, včetně pravidelného nácviku chování při urgentních situacích. 27
10 Aplikace kontrastní látky způsob časování Pro dosažení optimálních hodnot plazmatické koncentrace kontrastní látky v celém vyšetřovaném rozsahu je nutná správná synchronizace aplikace kontrastní látky a akvizice. K tomu je vhodná znalost cirkulačního času, tedy doby, za kterou projde kontrastní látka od místa aplikace k cílové tepně. Rychlost cirkulace kontrastní látky je však významně závislá na oběhových parametrech vyšetřované osoby, proto je nutné využít některou z technik monitorace cirkulačního času a automatického spouštění akvizice. Ideální strukturou pro monitoraci oběma následně uvedenými metodami je hrudní aorta (vzestupná či sestupná), eventuálně levá srdeční komora. Testovací bolus Jednou z možností, při které je aplikováno relativně malé množství kontrastní látky (10 ml) a v úrovni cílové tepny je pomocí opakujících se skenů sledován průběh a časová závislost průběhu tohoto bolusu, je testování bolusu ( bolus timing, test bolus ). Na základě výsledné křivky denzních hodnot jsou pak stanoveny časové parametry samotné akvizice. Nevýhodou této metody je zvýšení dávky aplikované kontrastní látky a možné nepřesnosti ve stanovení cirkulačního času, protože při aplikaci většího objemu kontrastní látky může dojít k fyziologické změně cirkulačních parametrů. a. Zjištění cirkulačního času technikou bolus-timing, obrazy dynamického skenování b. vyhodnocení cirkulačního času pro věnčité tepny 28
Monitorace bolusu Z tohoto pohledu lze za více fyziologickou považovat metodu přímého monitorování bolusu kontrastní látky ( bolus tracking, bolus monitoring ), kdy opakované skeny v cílové oblasti jsou prováděny krátce po začátku aplikace kontrastní látky a akvizice je spuštěna v okamžiku dosažení nastavené prahové denzní úrovně v luminu tepny. V tomto případě je nutné brát v úvahu také dobu potřebnou pro přesun stolu a přípravu přístroje pro akvizici. Tento způsob časování však může selhat zejména v oblastech s rychlým tokem krve (hrudník) a u osob s krátkým cirkulačním časem, kdy při relativně dlouhé akvizici v porovnání s kratším rozsahem při vyšetření koronárního řečiště může dojít ke zpoždění akvizice vzhledem k šíření bolusu. V případě 16- a 64-řadých systémů je obecně více využíván systém monitorace bolusu. S dalším zkracováním akvizičních časů, zejména u dvouzdrojových CT přístrojů lze s využitím techniky testovacího bolusu významně snížit množství podané kontrastní látky. U typů CT přístrojů s pomalejší akvizicí je doporučené množství kontrastní látky 120 150 ml, u přístrojů s výrazným urychlením akvizice dat na časy kolem 1 s lze provést kvalitní vyšetření i s použitím 60 80 ml kontrastní látky. c. Monitorace příchodu bolu kontrastní látky do abdominální aorty, spuštění akvizice dat pro kaudokraniální směr skenování d. záznam z automatického spuštění akvizice dat (tzv. bolus-tracking) 29
11 Aplikace kontrastní látky bolus, objem, koncentrace, viskozita Koncentrace jodu Koncentrace jodu v kontrastní látce přímo ovlivňuje výslednou maximální denzitu ve vyšetřované cévě. Vyšší koncentrace způsobí strmější stoupání a maximální úroveň denzity bolusu. Pro CT angiografii koronárních tepen se doporučují kontrastní látky s vysokou koncentrací jodu, minimálně 350 mg/ml. Strmost stoupání denzity bolusu je dána také rychlostí aplikace. Pro delší akviziční doby je vhodný průtok 3 4 ml/s. Při krátkých akvizičních časech a pro vyšetření srdce a věnčitých tepen s EKG synchronizací je nutné zvýšit průtok až na 5 6 ml/s. Bolus Celý objem aplikované kontrastní látky vytváří tzv. bolus, tedy vlnu odpovídající nárůstu denzity postupující cévní soustavou. Vhodné zvýšení denzity cévního lumina obecně pro CT angiografii je úroveň 250 Hounsfieldových jednotek (HU) a více. U tepen menšího a malého kalibru včetně koronárních se doporučuje dosáhnout hodnoty 300 HU, případně více. Objem kontrastní látky Objem kontrastní látky zajišťuje dostatečnou dobu trvání zvýšené denzity vhodné k CT a. porovnání vývoje denzity v aortě po podání kontrastní látky s vysokou a nízkou koncentrací jodu b. Porovnání vývoje denzity v aortě po podání kontrastní látky dvěma průtoky 30
angiografii. Objem kontrastní látky nutný k dostatečnému udržení denzity v cévě se dá jednoduše vypočítat vynásobením průtoku a doby akvizice. Při volbě správného objemu je však nutné vzít na vědomí všechny výše uvedené parametry aplikace kontrastní látky, které se vzájemně ovlivňují. V současnosti se pak užívá termín příkon jodu, který je definován množstvím jodu, které se dostane za jednotku času do cílového místa. Tento příkon je ovlivněn koncentrací jodu v kontrastní látce, celkovým objemem a rychlostí aplikace bolusu. Záplach fyziologickým roztokem také pozitivně ovlivňuje příkon jodu. Viskozita Důležitým parametrem pro aplikaci, šíření bolusu kontrastní látky, ale také pro dosažení cílové denzity je viskozita, která je obecně závislá na koncentraci jodu. Často opomíjeným faktorem pro viskozitu je pak teplota kontrastní látky při aplikaci, která by měla odpovídat tělesné teplotě; tím se viskozita významně sníží. Důležité je zejména udržení správné teploty kontrastu přímo v přetlakovém injektoru. Vysoká viskozita způsobuje nerovnoměrné smíchání s krevní plazmou, a tím může zhoršit podmínky pro hodnocení. c. aplikační schéma pro akvizici dat s vysokou hodnotou stoupání pitch 3 (tzv. Flash-spiral) d. aplikační schéma pro akvizici dat dynamického perfuzního zobrazení myokardu 31
12 Akviziční parametry rozsah a směr Rozsah vyšetření Způsob vyšetření s retrospektivním EKG gatingem představuje vyšší radiační zátěž v porovnání s běžným způsobem spirálního vyšetření. Z tohoto důvodu je důležitým faktorem při plánování vyšetření správně zvolit oblast zájmu, aby zbytečně nedocházelo k akvizici okolních oblastí. Oblast zájmu (ROI region of interest ) se běžně uvolní z přehledného snímku (topogramu), který však často neumožňuje jednoduše přesné zacílení na požadovanou oblast. V případě požadavku na vyšetření koronárního řečiště je ideální horní hranicí oblasti zájmu úroveň tracheální kariny. Vhodná spodní hranice je často obtížně identifikovatelná vzhledem k sumaci spodní stěny srdce a levé poloviny bránice. V těchto případech záleží i na zkušenosti provádějícího radiologického asistenta. U pacientů po operaci koronárních bypassů je nutné oblast zájmu rozšířit kraniálně až do úrovně nadklíčků, a to kvůli zachycení odstupů vnitřních mammárních tepen. V případě, že byly u vyšetřované osoby použity pro revaskularizaci pouze žilní štěpy, postačí horní hranici ROI nastavit nad úroveň aortálního oblouku, což je zároveň vhodná hranice i v případě požadavku na kombinované vyšet- a. Plánovací sken s rozsahem vyšetření věnčitých tepen b. CTA koronárních tepen 32
ření srdce a hrudní aorty. V případě, že před CT angiografií provádíme ještě vyšetření pro kvantifikaci přítomnosti kalcifikací (tzv. kalciové skóre), je ideální nastavit oblast zájmu podle tohoto vyšetření. Směr vyšetření V případě CT vyšetření srdce je možné nastavit směr skenování kraniokaudální i kaudokraniální. Kraniokaudální směr je více rozšířen a odpovídá obecnému doporučení na volbu směru vzhledem k fyziologickému směru toku krve. Při použití opačného, tedy kaudokraniálního směru skenování je výhoda omezení rušivého vlivu náplně žilních struktur v periferii řečiště, kde zejména u starších typů přístrojů (např. 16-detektorových) mohlo docházet k problematickému rozlišení obou typů cévních struktur. U současných přístrojů s velmi rychlou akvizicí a také vysokou kvalitou obrazu není již tato výhoda příliš aktuální. Kaudokraniální směr byl a stále je vhodný při vyšetření pacientů s koronárními bypassy, kdy při zpoždění kraniokaudální akvizice v horní části hrudníku (kvůli průběhu LIMA a žilních bypassů z aortálního oblouku) může dojít k horší náplni periferních větví vlastního řečiště. c. Plánovací sken pro rozsah vyšetření u bolestí na hrudi tzv. triple rule-out d. disekce hrudní aorty 33
13 Akviziční parametry expozice a datová stopa Expozice se skládá z nastavení proudu (mas) a nastavení napětí (kv) na rentgence. Vzájemným poměrem je ovlivněn šum obrazu a rovněž absorbovaná dávka. Nastavení napětí ovlivňuje energii záření použitého k měření absorpce materiálu. Podobně jako při klasické radiologii se absorpce jednotlivých materiálů výrazněji liší při nastavení nižších hodnot kv. Napětí Při vyšetření CT angiografii srdce se nejčastěji používá hodnota napětí 120 kv. Na současných přístrojích je však možné provádět vyšetření s hodnotou 100 kv ve stejné diagnostické kvalitě, ale s výrazně nižší absorbovanou dávkou (více v kapitole radiační zátěž). Proud Nastavení hodnoty proudu je velmi důležitým faktorem ovlivňujícím nejen výslednou absorbovanou dávku, ale především kvalitu zobrazení z hlediska subjektivního hodnocení. Zvýšením hodnoty proudu v nastavení expozice se zvyšuje množství kvant záření X použitého pro měření absorpce materiálu, proto při vyšších hodnotách proudu obecně ubývá šumu v zobrazení, ovšem na úkor nárůstu absorbované dávky. Při vyšetření srdce se běžně nevyužívají techniky pro optimalizaci dávky na základě anatomických Zobrazení věnčitých tepen dvouzdrojovým CT s akvizicí 2 128 datových stop protokolem s vysokým faktorem stoupání tzv. Flash-spiral, dávka 0,98 msv, časové rozlišení 75 ms, diabetická angiopatie 34
poměrů (tzv. 4D proudová modulace), která je běžná při vyšetření ostatních částí těla. Hodnoty proudu během vyšetření srdce s EKG gatingem však mohou být automaticky upravovány podle fáze srdečního cyklu (tzv. ECG pulsing ). Výhodou uložení srdce je relativně konstantní objem okolních tkání a také nízká hustota plicní tkáně. Datová stopa Datová stopa je významným údajem, co se týče počtu simultánně získávaných stop, a dále jde o velmi důležitý faktor pro skutečné prostorové i časové rozlišení datového pole hrubých dat. Tento termín v současnosti nahradil dříve užívaný termín nominální kolimace (termín úhrnná kolimace je stále platný). V současnosti totiž některé systémy pracují na odlišném principu získávání hrubých dat. Jedny pracují na principu tzv. Z-samplingu, jenž vychází ze staršího konceptu létajícího ohniska ( flying spot ). Ohnisko je elektromagneticky vychylováno v ose Z tak, že ve zlomcích okamžiku jsou simultánně získávány najednou jedním detektorem dvě nezávislé datové stopy posunuté mezi sebou o polovinu šíře elementu detektorové soustavy. Vzniká tak pole hrubých dat, které má prostorové rozlišení odpovídající polovině šíře nejmenšího elementu (při šíři elementu 0,6 mm je tedy prostorové rozlišení pole dat 0,3 mm). 35
14 Faktor stoupání a perioda rotace Faktor stoupání (angl. pitch) je bezrozměrná veličina odvozená od základního skenovacího parametru, který bývá nazýván rychlost posunu stolu. Faktor stoupání je pojem určující hustotu závitů datových stop získávaných během akvizice dat při posouvání stolu s tělem vyšetřovaného otvorem v gantry přístroje. Faktor stoupání je poměr mezi posunem stolu za jednu otáčku gantry o 360 a úhrnnou kolimací. Tedy, pokud je úhrnná kolimace například 20 mm a posun stolu 10 mm, je faktor stoupání 0,5. Pokud je posun stolu 20 mm při stejné kolimaci, jde o faktor stoupání 1, a pokud se zrychlí posun stolu na 30 mm, jde o faktor stoupání 1,5. Kompletace dat Faktor stoupání významně ovlivňuje tzv. kompletaci dat při multidetektorové výpočetní tomografii. Princip kompletace dat umožňuje doplňování datového pole z datových stop příslušejících různým detektorovým elementům. Kvalita výsledného datového pole je závislá na faktoru stoupání nepřímo úměrně. Při vysokých faktorech stoupání nad 1,5 dochází již k neúplnému vyplnění datového prostoru, a bývá pak omezena hodnota tzv. minimální rekonstruovatelné šíře obrazu dříve často nazývaná efektivní šíře obrazu. Aby bylo získáno velmi kvalitní pole dat, je pitch faktor pro zobrazení srdce Zobrazení věnčitých tepen dvouzdrojovým CT s akvizicí 2 64 datových stop protokolem s EKG-pulsingem, dávka 4,3 msv, časové rozlišení 81 ms, okluze pravé věnčité tepny 36
omezen na hodnoty kolem 0,3. Nové způsoby akvizice dat dvouzdrojovým přístrojem ( flash-spiral mode ) však dovolují kompletovat data do maximálního naplnění datového pole i při použití faktoru stoupání 3. Perioda rotace Akviziční parametr perioda rotace je činitelem ovlivňujícím především časové rozlišení. Pro zobrazení srdce se využívá co nejkratší periody, dnes až 280 ms. Pitch faktor a srdeční frekvence Hodnota a nastavení pitch faktoru v případě vyšetření srdce je závislá na srdeční frekvenci. Jeho hodnota musí umožnit kontinuální spirální akvizici bez ztráty části objemu. Pokud je totiž hodnota pitch faktoru příliš vysoká pro danou srdeční frekvenci, dojde k absenci pokrytí částí objemu ( volume gaps ) v ose Z mezi jednotlivými segmenty, ze kterých dochází ke zpětné rekonstrukci dat při retrospektivním gatingu. V důsledku by tedy posun stolu během jednoho R-R intervalu neměl být větší než celková šíře detektorového systému a maximální hodnota pitch faktoru je tedy závislá na úhrnné kolimaci a periodě rotace (např. u přístroje s počtem detektorových řad 64 a rotaci 330 ms je při srdeční frekvenci 60 tepů/min maximální hodnota pitch 0,258). 37
15 Rekonstrukce dat Hrubá data ( raw data ) Hrubá data jsou získána při akvizici dat. Jde o datové pole nesoucí informace o absorpci záření v jednotlivých voxelech. Hrubá data slouží k rekonstrukci obrazových dat při nastavení rekonstrukčních parametrů. Při zachování tzv. hrubých dat v paměťovém disku přístroje je možné provedení libovolného počtu rekonstrukcí konkrétního vyšetření. Jednotlivé parametry rekonstrukce jsou voleny podle vyšetřované oblasti a plánovaného využití pro přímé hodnocení nebo pro postprocessing. Zachování hrubých dat je nutné také pro možnost editace fáze zpětné rekonstrukce dat Šíře obrazu ( slice width ) Pro rekonstrukce koronárních tepen je nutná volba co nejmenší šíře rekonstruovaného obrazu, která sice znamená vyšší úroveň obrazového šumu, ale také vysoký kontrast a prostorové rozlišení. Pro rekonstrukci obrazů pro přímé hodnocení je možné šíři řezu zvětšit, neměla by však být výrazně větší než 1 mm. Rekonstrukční inkrement ( slice increment ) Rekonstrukční inkrement udává vzdálenost mezi dvěma sousedními rekonstruovanými axiálními obrazy v ose Z. Jeho správné nastavení je nutné pro následné použití a. Rekonstrukce šíře obrazu 0,6 mm algoritmem pro střední zvýraznění denzitních rozhraní b. Rekonstrukce šíře obrazu 1,0 mm algoritmem pro střední potlačení denzitních rozhraní 38
rekonstruované série v postprocessingu (MPR či VRT), kdy dostatečný překryv jednotlivých obrazů zajistí plynulejší přechody kontur. Při rekonstrukci dat s šíří axiálního obrazu nad 1 mm je dostatečný překryv minimálně o polovinu. Při použití šíře axiálního obrazu do 1 mm postačuje překryv o třetinu. Rekonstrukční algoritmus ( reconstruction filter, convolution kernel ) Nastavením rekonstrukčního algoritmu lze zvýraznit či potlačit přechod denzitního rozhraní mezi jednotlivými obrazovými elementy (pixely). Čím více je tento přechod zvýrazněn, tím je vyšší geometrické rozlišení, ale také vyšší hladina obrazového šumu. Naopak při potlačení přechodů denzitních rozhraní je hladina šumu nízká, ale je také horší prostorové rozlišení. Algoritmy s výrazným potlačením rozhraní ( very soft ) jsou vzhledem vhodné pro vytváření objemových rekonstrukcí, jejichž limitací při přímém hodnocení axiálních obrazů je neostrost přechodů denzit mezi jednotlivými strukturami a tzv. blooming artifact způsobený především kalcifikacemi ve stěně tepen. Pro tyto případy a zejména v případě potřeby hodnocení lumen uvnitř metalického stentu je vhodné doplnit rekonstrukci dat se středním až vyšším zvýrazněním rozhraní denzit. c. MPR z obrazů šíře 0,6 mm algoritmem pro střední zvýraznění denzitních rozhraní, i kalcifikovanou tepnu lze hodnotit d. MPR z obrazů šíře 1 mm algoritmem pro střední potlačení denzitních rozhraní, kalcifikovanou tepnu nelze hodnotit 39
16 Problematika nastavení a editace rekonstrukční fáze Správné nastavení části srdečního cyklu, ze které jsou následně získávána obrazová data, je naprosto zásadní pro kvalitu výsledného obrazu. V případě prospektivního triggeringu je jediná možnost úpravy ještě před vyšetřením, je však pro kvalitu výsledného obrazu zcela zásadní. Při synchronizaci pomocí retrospektivního gatingu je každá část srdce zaznamenána v rozsahu celého R-R intervalu, a umožňuje tedy oproti retrospektivnímu triggeringu významnou možnost zpětné úpravy tzv. editace rekonstrukčních fází. V případě pravidelné srdeční akce a pomalé frekvence (přibližně do 70 tepů/min) je obrazová informace většinou systémů zpětně rekonstruována ze stejných částí R-R intervalu ideálně v mid- až end-diastolické fázi (60 80 % R-R intervalu), vizuálně lze začátek end-systolické fáze spojit s vlnou P. Výsledný obraz je pak zcela bez pohybových artefaktů, ale při zvyšování srdeční frekvence dochází ke zkrácení diastolické fáze srdečního rytmu a výrazně se tím zkracuje interval vhodný pro umístění rekonstrukční fáze. Rekonstruovaný obraz pak může obsahovat výrazné pohybové artefakty. Jako vhodnější je v případě tachykardie velmi často volba rekonstrukční fáze v systolické části R-R intervalu (20 40 % R-R intervalu), která je v těchto podmínkách stabilnější a stále stejně dlouhá. Zároveň může dojít k situaci, kdy žádná rekonstrukční fáze nebude ideální a. Nepravidelnost v rytmu na EKG, pro rekonstrukci použity všechny stahy b. Věnčité tepny jsou rozhýbány 40
pro všechny části koronárního řečiště a je třeba použít více rekonstrukcí pro různé části. V případě nepravidelného srdečního rytmu často automatické systémy výběru rekonstrukční fáze selhávají, zejména v případě fibrilace síní a při komorové extrasystolii. Je třeba si uvědomit, že v případě fibrilace síní se mohou výrazně měnit vzdálenosti mezi QRS komplexy a jednotlivé srdeční stahy mohou mít odlišnou kvalitu. V tomto případě lze vizuálně upravit pozice jednotlivých rekonstrukčních fází, vhodné může být také využití zpětného absolutního intervalu. Komorová extrasystola výrazně zkracuje diastolickou fázi po předchozím QRS komplexu a zároveň mechanika stahu při extrasystole může mít značně odlišný charakter od stahu normálního. V případě výrazného zkrácení diastolické fáze před extrasystolou je vhodné rekonstrukční fázi zcela vypnout, přičemž v případě záznamu dat s nízkou hodnotou pitch faktoru nedojde ke ztrátě obrazové informace a bude nahrazena daty z okolních rekonstrukčních fází. Ani na základě mnoha studií nebylo možné standardizovat výběr vhodné rekonstrukční fáze a v některých případech je nutné použít individuální přístup. Vhodnou kombinací jednotlivých metod rekonstrukce lze i v případě nepravidelnosti srdečního rytmu dosáhnout dostačující kvality i při výrazných nepravidelnostech EKG záznamu. c. Nepravidelnost v rytmu na EKG, pro rekonstrukci eliminován stah, který následoval po narušení rytmu d. editace rekonstrukce umožnila zobrazit ze stejného datového souboru věnčité tepny bez artefaktů 41
17 Multifázová rekonstrukce Pro morfologické hodnocení se využívá sada axiálních obrazů rekonstruovaných v jedné fázi R-R intervalu. Při synchronizaci záznamu dat pomocí techniky retrospektivního gatingu lze však zpětně rekonstruovat celý objem srdce v celém průběhu srdečního cyklu. Tzv. multifázová rekonstrukce ( multiphase reconstruction ) představuje sady axiálních obrazů v jednotlivých částech R-R intervalu s fixními časovými odstupy, které jsou stanoveny pomocí procentuálního vyjádření. Nejkratším možným odstupem dvou rekonstrukčních fází je 5 %. Tímto způsobem lze získat 20 sad dat, což představuje celkově velké množství obrazů s vysokými časovými nároky na zpracování a objemovými pro archivaci. Na druhou stranu je pak možné získat velmi plynulý kinetický obraz srdečního stahu. Pro většinu případů je dostatečný interval 10 %, tedy deset sad axiálních obrazů. Význam multifázové rekonstrukce Nejčastějším důvodem pro provedení multifázové rekonstrukce je možnost stanovení funkčních parametrů levé, eventuálně pravé Multifázická rekonstrukce věnčitých tepen ukazuje rozdílnou náplň tepen a žil a polohu a průběh ramus interventriculari anterior během jediné srdeční revoluce 42
Toto je pouze náhled elektronické knihy. Zakoupení její plné verze je možné v elektronickém obchodě společnosti ereading.