Aparaty 3D tworzone z myślą o zastosowaniu w stomatologii, oferują wyższą rozdzielczość (znacznie poniżej 0,4 mm, czyli in. 400 mikronów) przy wielokrotnie obniżonej dawce efektywnej (poniżej 100 mikrosiwertów) w porównaniu z TK. Dla porównywalnych z DVT procedur diagnostycznych w tomografii klasycznej dawka efektywna jest rzędu 1000 do 3300 μSv; patrz tabela II). I tak dawka zmierzona dla aparatu 3D Panoramic X-ray CT PSR 9000N (Asashi Roentgen, Kyoto, Japan) stanowi 1/15 dawki efektywnej w porównaniu
z badaniem przy użyciu tomografu spiralnego4.

Komputerowa tomografia promienia stożkowego jest dedykowana specjalnie dla stomatologii, jako narzędzie do obrazowania tkanek twardych w rejonie twarzoczaszki, z rozdzielczością przestrzenną rzędu ułamka mm i czasie skanowania w granicach od 10 do 70 sekund. Dawka efektywna jest wielokrotnie mniejsza w porównaniu z tomografią spiralną.

Przypomnę Państwu, że podstawowa różnica pomiędzy klasyczną tomografią komputerową6, a tomografią objętościową polega na zastosowaniu dwuwymiarowego detektora oraz stożkowej wiązki promieniowania X. Inna nazwa tej metody to: tomografia komputerowa promienia stożkowego7. W tradycyjnej tomografii komputerowej (ang. fun-beam computed tomography) szczelinowa wiązka promieniowania X wycina z obiektu badanego plaster po plastrze, okrążając wielokrotnie głowę pacjenta po spiralnej drodze. Użyta jest tutaj linijkowa matryca detektora, jak w pantomografii cyfrowej. W technice DVT wiązka promieniowania ma kształt stożka i naświetla nie powierzchnię, a badaną objętość pacjenta, w czasie pojedynczego (a nie wielokrotnego) obrotu wokół jego głowy.

W obu tomografiach powstają trójwymiarowe elementy obrazowe zwane voxelami8. Dzięki użyciu dwuwymiarowego detektora w CBCT powstające voxele są izotropowe, czyli ten sam wymiar we wszystkich kierunkach. W klasycznej CT voxele są anizotropowe, co oznacza dłuższy jeden wymiar. Konsekwencją równowymiarowości tych elementów obrazu jest fakt powstawania jedynie w tomografii promienia stożkowego obrazów w pełni rzeczywistych, stąd m.in. możliwość ich zastosowania w planowaniu leczenia w implantologii.

Detektor użyty do DVT może mieć postać Flat Panel Imager lub jest kombinacją wzmacniacza obrazu9 i kamery CCD10. Detektor Flat Panel to matryca złożona z komórek, w których częścią wrażliwą są wyspy amorficznego krzemu lub selenu. Dzięki użyciu materiału amorficznego, czyli bezpostaciowego, można budować duże czujniki, których wielkość dochodzi do rozmiaru największych kaset rentgenowskich (tj. 43 x 35 cm). Kasety te wypierają masowo systemy kliszowe i chemiczną ich obróbkę w radiologii ogólnej. Rozmiary komórek w porównaniu w czujnikami wewnątrzustnymi są rzędu 100 x 100 mikrometrów.

Druga realizacja detektorów w DVT to wzmacniacz obrazu z kamerą CCD. Wiązka promieniowania X jest zamieniana we wzmacniaczu EWO na sygnał optyczny przez wejściowy ekran fosforowy, po czym emitowane są elektrony przez fotokatodę. Elektrony przyspieszane i zwielokrotniane uderzają w luminofor, który emituje fotony świetlne rejestrowane przez kamerę CCD. Parametry powstałych w ten sposób obrazów są porównywalne do użytych przy Flat Panel. Pole obrazowania tych detektorów jest koliste i może mieć różne wymiary (tzw. FOV11) ograniczone do kilku standardowych rozmiarów (np. 4,5 cala, 7 cali, 9 cali). Pole widzenie determinuje tryb pracy tomografu, a co za tym idzie dawkę efektywną dla pacjenta.

Aplikacją systemu tomografii objętościowej jest zastosowanie o nazwie GXCB-500 wraz z oprogramowaniem i-CATVision (Science Internationale, USA). Niezwykle innowacyjnym rozwiązaniem wykazała się firma Gendex, która na bazie cyfrowego aparatu i-CAT zbudowała aparat DVT pod nazwą GXCB 500 (ryc. 1 i 2). Jest to maszyna wykorzystująca technikę promienia stożkowego i dwuwymiarowy krzemowy detektor typu Flat Panel o rozmiarach 20 na 25 cm, zamocowany na ramieniu ‘C’ z lampą rentgenowską.

Badanie rozpoczyna się od weryfikacji danych zawartych w skierowaniu do RTG (wymóg pisemnego wystawienia skierowania jest zawarty w Rozporządzeniu Ministra Zdrowia z dnia 25 sierpnia 2005 r. w sprawie warunków bezpiecznego stosowania promieniowania jonizującego dla wszystkich rodzajów ekspozycji medycznej - Dz. U. Nr 194, poz. 1625).

Oprogramowanie (ryc. 3) do akwizycji obrazów wymaga wprowadzenia danych pacjenta (nazwisko, imię, data urodzenia) oraz parametrów tej procedury diagnostycznej (rozmiar walca i rozdzielczość jest określony celem badania).

Standardowy walec ma wysokość i średnicę 8,5 cm, natomiast rozdzielczość 400 mikrometrów. Parametry te ustala się przed pozycjonowaniem pacjenta i po badaniu nie można ich zmienić, dlatego powinny być one określone przez lekarza kierującego.

Pacjent w czasie badania siedzi (ryc. 4). Przed wykonaniem ekspozycji operator aparatu powinien objaśnić mu jak będzie wyglądała cała procedura. Typowy skan trwa kilka sekund i w tym czasie głowa badanego powinna pozostać w bezruchu, a język winien być przyłożony do podniebienia. Do stabilizacji głowy służy kilka pozycjonerów: najpierw prosimy, by badany oparł brodę na uchwycie brody (forma miski; ryc. 5), natomiast od tyłu na potylicę zakładany jest wspornik wykonany z materiału przeziernego dla promieni RTG (kompozyt węglowy; ryc. 6). Zęby pacjenta znajdują się w pozycji zwarciowej naturalnej (ważne dla diagnostyki stawów skroniowo-żuchwowych). Tak jak w przypadku ustawienia w badaniu pantomograficznym płaszczyzna strzałkowa jest weryfikowana przez laserową linię pomocniczą (ryc. 7).

Natomiast odmiennie niż w pantomografii regulowane jest tutaj położenie płaszczyzny frankfurckiej (linia oczodołowo-uszna środkowa) – poprzez regulację wysokości siedziska (sterowanie elektryczne; ryc. 8). W badaniu 3D linia frankfurcka jest odchylona do tyłu, a płaszczyznę zgryzową ustawia się równolegle do podłogi.

Pojedynczy skan trwa zaledwie 8, 9 sekund. Podczas ekspozycji wykorzystywany jest efekt stroboskopowy, polegający na krótkich impulsach lampy włączanych w czasie naświetlania danej objętości pacjenta, przez co następuje znaczna redukcja dawki efektywnej, która waha się tutaj w granicach od 36 do 74 mikrosiwertów. Powstaje wtedy ponad 200 obrazów, które są konwertowane za pomocą algorytmu do przestrzennego cylindra składającego się z ok. 100 milionów voxeli. Rekonstruowana objętość w kształcie cylindra powstaje w czasie mniejszym niż 30 sekund. Pliki danych obrazowych są ograniczone do 50 MB, co pozwala łatwo nimi zarządzać i magazynować. Voxele te reprezentują różne współczynniki absorpcji tkanek pacjenta. Pomiary gęstości są odniesione
w skali Hansfielda.

Dane pierwotne otrzymane z czujnika użyte są do pierwszej rekonstrukcji, a następnie do drugiej rekonstrukcji, która jest zorientowana wokół trzech płaszczyzn (ryc. 9): axialnej, strzałkowej i czołowej.

Wstępna obróbka obrazu jest zakończona przez ręczne lub automatyczne wykrycie kształtu łuku zębowego osobno dla szczęki (ryc. 10) i żuchwy (ryc. 11) oraz zachowanie tych widoków.

Pod każdym z widoków po rekonstrukcji kryją się różne możliwości spojrzenia na obrazy trójwymiarowe:

1. przekroje poprzeczne w celu obliczenia grubości wyrostka zębodołowego (ryc. 12),

2. sprzężone przekroje w trzech płaszczyznach (ryc. 13),

3. widok dla obu stawów skroniowo-żuchwowych (pomiary kątów; ryc. 14),

4. widoki cefalometryczne.

Do każdego badania jest załączane na płytce DVD oprogramowanie i-CAT-Vision wraz z instrukcją obsługi oprogramowania.

Informacje z CBCT mogą być przeniesione do innych programów służących do przestrzennego planowania leczenia implantologicznego (oprogramowanie Sim/Plant, Materialise, Leuven, Belgium).

..............................................................................................................................................................

PRZYPISY:

1 Malisz P.: Z archiwum X. Praktyczny kurs z zakresu radiologii stomatologicznej. Poradnik Stomatologiczny 2007; 3 (65): 121-123.

2 FPI to akronim od ang. Flat Panel Imager

3 II-CCD to akronim ang. Image Intesiefier CCD

4 Mishima A, Kobayashi K., Yamamoto A., Kimura Y., Tanaka M. (2001): Comparison of patient radiation dose from dental CT and spiral CT. Nagasue Shoten, Yokohama, Japan pp 171-172.

5 Frederiksen N.L.: X-ray: what is the risk? Tex Dent J 1995; 112 (2): 68-72.

6 zwana CT od ang. Computed Tomography

7 akronim od ang. Cone Beam CT

8 nazwa voxel pochodzi od ang. volume pixel

9 II od ang. Image Intensifier

10 II-CCD

11 akronim od ang. Field Of View

..............................................................................................................................................................

mgr inż. Piotr Malisz - Kierownik Pracowni Diagnostyki Obrazowej Uniwersyteckiej Kliniki Stomatologicznej w Krakowie. Od 13 lat pracuje jako technik elektroradiologii, w tym 10 lat w stomatologii. Promuje wiedzę techniczną z zakresu radiografii stomatologicznej wśród lekarzy stomatologów.