Princip CT zobrazení Obr12 04 05a 15b Tvorba CT obrazu obecně nSkládá se ze tří fází: nSkenovací fáze – sběr dat dle zvolených parametrů nRekonstrukční fáze – zpracovává získaná data a vytváří tzv. digitální obraz (matice pixelů) nFáze konverze – z digitálního obrazu je vytvořen viditelný analogový obraz (stupně šedi) Sir Godfrey Hounsfield with a prototype CT scanner in 1974 49 Head CT circa 1975 with 128 x 128 matrix Image60 Princip CT tomografie nJe založen na měření absorpce rentgenového záření tkáněmi lidského těla s použitím mnoha projekcí a následného počítačového zpracování obrazu. nRentgenka emituje úzce kolimovaný svazek záření ve tvaru vějíře, který prochází vyšetřovaným objektem a je registrován sadou detektorů přeměňujících prošlá kvanta rentgenového záření na elektrický signál, který je digitalizován a dále zpracováván. nKomplex rentgenka – detektory vykonává během expozice synchronní pohyb okolo vyšetřovaného objektu tak, že rentgenka je vždy na protilehlé straně vyšetřovaného objektu než detektory. 01 Princip CT skenování - schematické znázornění rotačního pohybu rentgenky a detektorů okolo vyšetřovaného objektu nV rámci jednoho oběhu o 360° získá systém běžně 400 – 700 projekčních měření absorpce daného objektu z různých úhlů. nVýpočetní tomografie (stejně jako např. ultrazvuk nebo magnetická rezonance) představuje metodu tomografickou, tzn. prezentující obraz konkrétní (typicky transverzální) vrstvy n vyšetřovaného objektu o předem n definované tloušťce, která je n dána kolimací (vycloněním) primárního svazku záření. Generace CT přístrojů I. nZ hlediska technické realizace prodělala výpočetní tomografie několik generačních kroků. Skenery první generace používaly rotačně-translačního pohybu rentgenky a jediného detektoru; rentgenový svazek byl kolimován v podstatě do jednorozměrného lineárního tvaru. Doba výstavby jednoho skenu představovala několik minut. 02 Generace CT přístrojů II. nDruhá generace CT přístrojů pracovala rovněž na principu rotačně-translačního skenování, doba výstavby obrazu se však zmenšila na 10 – 20 sekund při použití nikoliv jednoho, ale sady 10 – 50 detektorů 03 Generace CT přístrojů III. nPřístroje třetí generace zavedením široké sady 300 – 600 detektorů uspořádaných do části kružnice a pokrývajících při dané projekci celý objekt mohly odstranit translační složku pohybu a převést jej tak na jednoduchý a rychlejší, čistě rotační pohyb. nDnes nejpoužívanější typ. nSkenovací časy ze zkrátily na pouhé 1-4s. 04 Generace CT přístrojů IV. nU přístrojů čtvrté generace tvoří sada detektorů úplnou kružnici okolo vyšetřovaného objektu (složenou až z 1000 detektorů), kterými již není tedy nutno pohybovat; v gantry CT přístroje se otáčí okolo vyšetřovaného již pouze rentgenka. nV praxi se kvůli zkreslující geometrii zobrazení a špatnému vyvážení rotoru nerozšířily. 05 Kategorie CT přístrojů nRůzné modifikace systémů třetí a čtvrté generace pracují v klinické praxi běžně dodnes – označujeme je jako tzv. konvenční skenery. nRentgenka u nich v gantry vykoná jednu otáčku ve směru hodinových ručiček a po posunu stolu do roviny další vrstvy vykoná otáčku opačným směrem (mezi jednotlivými skeny se tedy její pohyb zastavuje). Zdroj: https://www.radiologycafe.com/radiology-trainees/frcr-physics-notes/acquiring-an-image-part-1 nKontinuální jednosměrnou rotaci systému rentgenka – detektory umožnilo zavedení tzv.„slip - ring technology“. Pevné kabely jsou zde nahrazeny systémem po sobě klouzajících kontaktů a prstenců z vodivého materiálu. nTento technický prvek umožnil rychlé rozšíření revolučního, tzv. spirálního, přesněji helikálního způsobu skenování (helix = šroubovice, spirála=plošná křivka). nCelý rozsah vyšetřované oblasti je zde snímán jedinou expozicí, při níž komplex rentgenky s detektory vykonává více kontinuálních rotací kolem vyšetřovacího stolu s nemocným, který je rovnoměrně posunován skrze gantry 06 nDoba jedné otáčky rentgenky o 360° se dnes pohybuje od 0,25 do 1 sekundy. Zásadními výhodami spirálního CT vyšetření je jednak skutečně volumetrické, a nikoliv „vrstvové“ získávání obrazových dat, jednak podstatné zkrácení celkového skenovacího času. Proto je možno vyšetřit značný kraniokaudální tělesný rozsah při jediném zadržení dechu nemocného, optimálně časovat skenování po i.v. podální k.l. a provádět vysoce kvalitní obrazové rekonstrukce. nV současnosti se tedy můžeme setkat v zásadě s dvojí kategorií CT přístrojů: první tvoří dnes již ustupující – raritní konvenční skenery, do druhé řadíme CT přístroje umožňující provádět vyšetření jak konvenčním, tak spirálním způsobem. nDalším obrovským technologickým pokrokem na poli spirálního způsobu skenování bylo zavedení systémů s několika řadami detektorů nad sebou, což umožnilo současné získávání obrazových dat z více (4,16,64…) vrstev v rámci jediné otočky rentgenky 07 Kolimace svazku záření a sběr dat z více obrazových vrstev najednou u tzv. multidetektorového (multi-slice)CT Multidetektorové (multi-slice, víceřadé ) CT nTo s sebou přináší možnost podstatného zkrácení vyšetřovacího času, a to při stejném nebo dokonce i lepším rozlišení (tloušťce vrstvy). Běžné spirální CT je schopno za danou rotační periodu rentgenky (např. 1 s) pokrýt kraniokaudální rozsah 20mm dvěma navazujícími 10mm vrstvami při stoupání (pitch) = 2. nNaproti tomu u multidetektorového CT jsme schopni za stejnou dobu obdržet celkem osm navazujících 5mm vrstev při ekvivalentním stoupání = 8 (2 x 4 řady detektorů), tzn. že i při poloviční tloušťce vrstvy se kraniokaudální rozsah pokrytí zdvojnásobí 08 Srovnání standardní a multidetektorové technologie spirálního CT vyšetření. nTechnologie multidetektorového CT tak představuje významný posun k možnosti izotropního geometrického rozlišení ve všech třech rovinách, tedy např. k tvorbě diagnosticky rovnocenných multiplanárních (koronárních a sagitálních) obrazových rekonstrukcí Původní axiální 1mm vrstva a koronární + sagitální rekonstrukce s téměř identickým geometrickým rozlišením z vyšetření hrudníku multidetektorovým CT přístrojem Původní axiální 1mm vrstva a koronární + sagitální rekonstrukce z vyšetření hrudníku jednořadým spirálním CT přístrojem Princip výstavby CT obrazu nSada digitalizovaných údajů o absorpci záření vyšetřovaným objektem, kterou zaznamenaly detektory, bývá označována jako tzv. hrubá data („raw data“). nÚdaje o absorpci z jednotlivých projekcí jsou pomocí specifického rekonstrukčního algoritmu, tzv. filtrované zpětné projekce, transformovány v obrazová data, tj. do výsledného dvourozměrného obrazu sestaveného z matice bodů. nKaždý bod obrazové matice, tzv. pixel (z angl. picture matrix element) je vykreslen v konkrétním odstínu šedi v závislosti na absorpčních vlastnostech odpovídajícího detailu tkáně v rámci vyšetřované vrstvy. Ostíny jsou vyjádřeny tzv. Hounsfieldovým absorpčním koeficientem (též Hounsfieldova jednotka, CT číslo, Hounsfield unit = HU) 10 Schematické znázornění grafické prezentace jednotlivých obrazových bodů – pixelů v obrazové matici 3 x 3 bodů. Odstínům šedi jednotlivých pixelů (vlevo) odpovídají naměřené hodnoty absorpčních koeficientů – Hounsfieldových čísel (vpravo). nProtože však ve skutečnosti nevyšetřujeme plochu, ale objem, nelze opomenout skutečnost, že každý dvourozměrný bod matice CT obrazu reprezentuje ve skutečnosti úhrnnou absorpci malého trojrozměrného objektu ve tvaru kvádru - voxelu (z angl. volume matrix element), jehož tloušťka je dána tloušťkou vrstvy, tedy kolimací. 11 Výsledná denzita (stupeň šedi) každého pixelu představuje ve skutečnosti úhrnnou průměrnou denzitu trojrozměrného objektu - voxelu, jehož tloušťka se rovná tloušťce vrstvy (šipky). nČím nižší je absorpce záření v daném voxelu, tím tmavší odstín odpovídajícího pixelu. Ploše jednoho pixelu je přiřazena jedna číselná hodnota absorpčního koeficientu, celý pixel je proto homogenní. nHodnota denzity vyjadřuje stupeň absorpce v jednotlivých tkáních, vztažený k absorpci rtg záření ve vodě. nZ toho plyne, že voda má denzitu rovnou nule. n nRozlišovací schopnost CT (počet párů čar na mm) je v porovnání s analogovým obrazem nižší, ale těžiště CT techniky nespočívá v rozlišení geometrickém, nýbrž ve vynikajícím rozlišení kontrastním (rozlišení různých absorpčních koeficientů – denzit). n nNa Hounsfieldově stupnici byly definovány dva fixní body: –1000 HU odpovídá absrobci vzduchu, hodnota 0 -vody. nRozložení denzit biologických tkání je značně nerovnoměrné. Většina měkkých tkání vykazuje denzity v relativně velmi úzkém rozmezí, výjimkou je pouze tuková tkáň se y zápornými hodnotami cca –100 HU. Denzity spongiózní kosti přesahují +100 HU, kompakta vykazuje denzity vyšší než cca +300 HU 12 Rozložení tkáňových denzit na Hounsfieldově škále. Absorpční koeficienty velké většiny biologických tkání leží v relativně úzkém rozmezí přibližně od –100 HU do +100 HU (zvětšená stupnice vpravo). Tuk nLidské oko není schopno běžně rozlišit více než 20 – 30 odstínů šedi, kdežto CT dává možnost rozlišení denzit v rozsahu 4000 HU. Proto nepracujeme s celou šíří Hounsfieldovy stupnice, neboť velké rozmezí denzit by se nám „slilo“do jednoho odstínu šedi. nRozsah stupňů šedi se proto přizpůsobuje (zužuje) tzv. CT oknem. Podle tkání, které se mají zobrazit, se nastavuje střed okna (window center). Okolo této úrovně se ještě nastaví šířka okna (window width), tedy rozmezí struktur, které mají být zobrazeny v jednotlivých odstínech šedi. n 13 Nastavení maximální šířky okna na 4096 HU u kostního okna: rozlišíme pouze čtyři odlišné denzity: vzduch, tuk, měkké tkáně (včetně mozku a mozkomíšního moku) a kost. Naproti tomu v úzkém mozkovém okně (šířka 120 HU, střed 35 HU) je rozlišení měkkých tkání lepší, za cenu ztráty kontrastního rozlišení v tkáních s denzitou zasahující mimo nastevené okno (např. v kosti). Kostní okno Mozkové okno Kostní okno Mozkové okno Podání kontrastní látky při CT vyšetření – způsoby aplikace nintravaskulární – intravenózní, intraarteriální (iodové k.l. – ionické či neionické, většinou hyperosmolární; jsou nefrotropní) nperorální (izodenzní - voda, hypodenzní -vzduch, hyperedenzní – iodové či baryové) nintrakavitální (zředěná iodová ionická k.l.) Intravenózní k.l. nDůvody použití: nNativně se denzita měkkých tkání, parenchymatózních orgánů a cévního systému liší jen málo, aplikuje se ke zvýraznění jejich kontrastu nVýznamné je nitrožilní podání kontrastní látky v diferenciální diagnostice nádorových onemocnění. nKontrastní náplň cév je nezbytná při CT zobrazování onemocnění kardiovaskulárního systému nPo vyloučení ledvinami dovoluje zobrazit dutý systém, močovody a močový měchýř a posoudit tak jejich morfologii, patologické procesy včetně poruch vylučování. Intravenózní k.l. nKontraindikace nAlergická reakce na jod v anamnéze, POLYVALENTNÍ ALERGIE (alergoidní reakce z lavinovitého uvolnění histaminu a šokový stav ) nRenální insuficience (nefrotoxický účinek- mohou způsobit akutní renální insuficienci) n nHyperthyreóza (zvýšený příjem jodu do organismu, může způsobit akutní thyreotoxikózu) n Intravenózní k.l. – komplikace podání nAlergická reakce - způsobena vyplavením histaminu – urtika, dušnost, šokový stav s hypotenzí, vagová reakce s bradykardií, křeče n nAdverzivní reakce - následkem chemotoxicity k.l., větš. sucho v ústech, nausea či až zvracení nParavaskulární podání - možné trofické následky Postup CT vyšetření 1.určení rozsahu oblasti zájmu a nastavení orientace roviny vrstev 2.nastavení skenovacích (akvizičních) parametrů 3.nastavení obrazových (rekonstrukčních) parametrů 4.následné zpracování obrazu (postprocessing) a zhotovení definitivní obrazové dokumentace Postup CT vyšetření n1. určení rozsahu oblasti zájmu a nastavení orientace roviny vrstev nzhotovení tzv. topogramu = přehledný sumační rtg snímek. Neslouží pro stanovení diagnózy, ale k výběru oblasti zájmu a nastavení orientace vrstev. Roviny získaných vrstev jsou následně znázorňovány přímo do topogramu a jsou číslovány dle pořadí. Základní vyšetřovací rovinou je rovina transverzální (axiální), její sklon můžeme modifikovat naklopením gantry 23 01 n2. nastavení skenovacích (akvizičních) parametrů n3. nastavení obrazových (rekonstrukčních) parametrů n nSkenovací a obrazové parametry je třeba důsledně rozlišovat, neboť se možnosti jejich vlivu na výsledný CT obraz mohou velmi výrazně lišit. nZcela zásadní rozdíl však spočívá v tom, že skenovací parametry musíme vhodně nastavit před zahájením vlastního skenování, retrospektivně je totiž již nelze měnit. Skenovací parametry mají přímý vliv na výslednou podobu hrubých dat. (např. šířka vrstvy=kolimace, posun stolu apod.) nRekonstrukční parametry zpravidla stanovujeme již před zahájením skenování, narozdíl od skenovacích však máme možnost je měnit i po skončení skenování. (např. velikost zobrazovaného pole, výpočetní algoritmus apod.) nPřednastavené protokoly pro jednotlivé anatomické oblasti – poloautomatický systém 30 nVolbou vhodného výpočetního algoritmu (kernel) pro zpracování naměřených hrubých dat významně ovlivňujeme kvalitu konečného zobrazení tkání. Chceme-li obraz „vyhladit“, a tudíž snížit množství viditelného šumu pro lepší rozlišení měkkých tkání, volíme měkký („soft“) rekonstrukční algoritmus.Ten zajistí optimální tkáňový kontrast, takže ve výsledném obraze bude možné rozlišit od sebe dvě struktury, jejichž denzity se liší pouze minimálně (a,b) nNaopak volba rekonstrukčního algoritmu s vysokým geometrickým rozlišením (high resolution), vede ke zvýraznění tkáňových rozhraní, zvýšení ostrosti, a tím i možnosti zobrazení velmi drobných struktur, avšak za cenu zvýraznění kvantového šumu a tím i zhoršení měkkotkáňového kontrastu (c,d) nPoužívá se především pro zobrazování kostí a v kombinaci s tenkými (1 - 2mm) vrstvami je rovněž základem techniky High Resolution Computed Tomography – HRCT používané u vyšetření plicního parenchymu Rekonstrukční kernel/algoritmus V rámci rekonstrukčního algoritmu se filtrují hrubá data (raw data), která jsou poté projekována zpět pro vytvoření obrazu. Rekonstrukční kernel je filtr, který je aplikován na hrubá data zejména proto, aby byly kompenzovány artefakty vznikající při zpětné projekci. Kernel velmi výrazně ovlivňuje to, jak bude vypadat výsledný zrekonstruovaný obraz, včetně toho, jak moc vyhlazení (smoothing) nebo detailů (sharpening) bude přítomno v obraze. Použití vyhlazovacího kernelu redukuje množství šumu v obraze, ale současně způsobuje rozmazání hran (hrany nejsou tak ostré), zatímco kernel pro detaily zvýrazní šum, ale i hrany. Existuje velké množství kernelů, od výrazně vyhlazovacích až po „ostřících“ kernelů, ale i speciální kernely používané např. v kardiologii. Používané kernely mohou být také prostorově závislé, to znamená, že periferní část obrazu bude filtrována odlišně od střední části obrazu. Použití rekonstrukčního kernelu vyžaduje splnění pouze jednoho předpokladu, a to použití na hrubá data. Proto mohou být použity různé rekonstrukční kernely bez nutnosti opakovat sken pacienta. 4.následné zpracování obrazu (postprocessing) a zhotovení definitivní obrazové dokumentace nmůže posloužit k upřesnění diagnostické informace - např. volba vhodné filtrace, zvětšení obrazu, měření vzdáleností a měření denzity, zhotovení 2D nebo 3D rekonstrukcí - kvalita rekonstrukcí závisí na velikosti voxelu, rekonstrukce MIP,SSD,VRT, CT angio… n Para02 CTA krku Hodn04 2D šikmá rekonstrukce krční páteře na foramina vpravo, sklokeramický materiál v úrovni C 3-4 CTA krku. MIP ACC, ACI a ACE vpravo. Obr. b) a c) - definování kosti určené k subtrakci při tvorbě MIP. Obr07 Hodn05 CTA krku. SSD. ACC, ACI a ACE vpravo – vlevo ACC uzavřena Prizn07 75% stenóza ACI dx. dle schématu měření ECST CTA umožňuje zcela exaktní kvantifikaci stupně stenózy přímým změřením původního průsvitu a volně průtočného lumen Prizn10 CTA aorty: Tortuozita celé aorty – aneurysma serpentinum. Prizn14 CTA - A. renalis duplex dx., truncus coeliacomesentericus jako další varieta. Prizn15 V. cava superior sinistra. 05a Vícečetné fraktury obličejového skeletu, 3D rekonstrukce 08c 3D u fraktury sterna 32 Porovnání rekonstrukčního algoritmu MIP (a, vlevo) a SSD = povrchové stínování, základ virtuálních endoskopií (b, vpravo) z končetinové CT angiografie (multidetektorové spirální CT ) 34 Rekonstrukce obrazových dat ze spirální akvizice pomocí tzv. volume rendering technique (VRT) jednotlivým voxelům přiděluje různé stupně sytosti od téměř úplné transparence až po naprostou neprůhlednost . Pitch nTermín převzatý z anglického názvosloví, používá se při helikálním CT. Je to poměr mezi délkou posunu stolu během jedné rotace systému rentgenka-detektor a tloušťkou řezu. Čím je jeho hodnota vyšší, tým větší část těla můžeme vyšetřením pokrýt, tím víc ale klesá výsledná kvalita obrazu. nVyšší pitch poměrně výrazně snižuje celkovou radiační zátěž pacienta. Nastavení se většinou pohybuje v rozmezí 1,4 až 2. nPříklad: Uvažujeme-li o čase rotace 1 sekunda, tak při pohybu stolu o 5 mm za sekundu a tloušťce řezu 5 mm, bude mít pitch hodnotu 1. Bude-li pohyb stolu 10 mm za sekundu a tloušťka zůstane 5 mm, pitch bude 2. n Zdroj: https://sites.google.com/site/frcrphysicsnotes/acquiring-an-image-part-1?overridemobile=true&tmpl=% 2Fsystem%2Fapp%2Ftemplates%2Fprint%2F&showPrintDialog=1 Kolimace nKolimace neboli „vyclonění“ RTG paprsku určují tloušťku řezu. Při konvenční a spirální technice se toho dosahuje mechanicky pohyblivými clonami uloženými mezi rentgenkou a pacientem nU MDCT ale samotná kolimace neurčuje konečnou tloušťku řezu, o tom zde rozhodují hlavně detektory (tloušťka pak může být od 0.35 do 20mm). MSCT_3 Zdroj: http://www.sukupova.cz/parametry-ct-skenovani-4/ Zdroj: https://www.radiologycafe.com/radiology-trainees/frcr-physics-notes/ct-equipment Zdroj: https://www.radiologycafe.com/radiology-trainees/frcr-physics-notes/ct-image-quality Rekonstrukční interval nPoužívá se při helikálním CT. Udává se v mm, určuje, v jaké vzdálenosti budou od sebe středy vrstev. nNapř. 5mm řezy s rekonstrukč.intervalem 5mm znamenají, že na sebe budou jednotlivé řezy plynule navazovat. nŘezy tloušťky 5mm s rekonstrkč.intervalem 10mm budou mít mezi sebou 5mm mezeru, naopak s rekonstrukč. Intervalem 3mm se budou o 2mm překrývat nMá to význam při rekonstrukcích v jiných rovinách než axiální. Záleží tedy na pitch, kolimaci a rekonstrukčním intervalu. nOptimální hodnoty jsou: poloviční překrývání při hodnotě pitch blízké 2, třetinové při hodnote pitch blízké 1 a čtvrtinové při hodnotách pitch pod 1. n Větší překrytí nepřinese významně lepší kvalitu obrazu, menší ho naopak degraduje. Rekonstrukční algoritumus = kernel = filtr hrubých dat Dentální CT programy nOblast čelistí na CT axiálních či koronárních skenech často zatížena artefakty z amalgámových zubních výplní nSpeciální programy používají velmi tenké transversální řezy pro tvorbu multiplanárních a panoramatických rekonstrukcí npo reformátování se artefakty promítají do oblasti korunek a tím je umožněno optimální zobrazení kostních struktur pod nimi [USEMAP] [USEMAP] Abrahams, Radiology, 2001 /7 41 Jak CBCT funguje nTechnologie je podobná klasickému CT nNa rozdíl od CT ale využívá kuželovitý primární svazek nDetektorem je u CBCT 2-D plochý panel detector nNa rozdíl od CT nezískám řez ale nabereme objem dat ve tvaru kužele nTradiční CT okolo pacienta rotují vícekrát, u CBCT systému postačí jedna 180° , 360° případně 270° rotace. Theory Cone Beam CT /7 42 Výhody CBCT nNižší dávka než klasické CT nSkladnější přístroj nLepší kvalita obrazu oproti OPG nNízká cena nNižší zahřívání, tedy nižší nároky na chlazení n Dávka: OPG: 6-20 µSv CBCT: 20-70 µSv Klasické CT: 314 µSv /7 43 CBCT CBCT CBCT rekonstrukce /7 44 Nevýhody nHorší rozlišení méně kontrastních tkání nDelší čas skenování = pohybové artefakty nLehce horší kvalita zobrazení celkově oproti klasickému CT CBCT /7 45 Využití CBCT nPlánování chirurgických zákroků nVirtualní chirurgie nIndikace stejné s klasickým CT ale 1/5 dávky, např. detekce tumorů n 3D-transparent /7 46 Shrnutí CBCT nCBCT má nižší dávku než klasické CT nCBCT nabízí výrazně lepší kvalitu zobrazení než OPG a témeř srovnatelnou kvalitu zobrazení s klasickým CT nVíce praktické než klasické CT(cena, prostor, chlazení) airway_Page_1_Image_0003 Praktické příklady využití CBCT nDetekce a 3D rekonstrukce zlomenin VENKATESH, Elluru a Snehal VENKATESH ELLURU. CONE BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY: BASICS AND APPLICATIONS IN DENTISTRY. Journal of Istanbul University Faculty of Dentistry. 2017, 51. DOI: 10.17096/jiufd.00289. ISSN 2149-4592. Dostupné z: http://eor.istanbul.edu.tr/tr/yazi/10-17096-jiufd-00289-4500380071004500320074005900680036007700550 03100 Praktické příklady využití CBCT nDetekce a 3D rekonstrukce zlomenin VENKATESH, Elluru a Snehal VENKATESH ELLURU. CONE BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY: BASICS AND APPLICATIONS IN DENTISTRY. Journal of Istanbul University Faculty of Dentistry. 2017, 51. DOI: 10.17096/jiufd.00289. ISSN 2149-4592. Dostupné z: http://eor.istanbul.edu.tr/tr/yazi/10-17096-jiufd-00289-4500380071004500320074005900680036007700550 03100 Nahoře poúrazové změny Dole iatrogenní poranění kořene při extrakci 3.moláru Praktické příklady využití CBCT nDetekce a 3D rekonstrukce ložiskových lézí VENKATESH, Elluru a Snehal VENKATESH ELLURU. CONE BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY: BASICS AND APPLICATIONS IN DENTISTRY. Journal of Istanbul University Faculty of Dentistry. 2017, 51. DOI: 10.17096/jiufd.00289. ISSN 2149-4592. Dostupné z: http://eor.istanbul.edu.tr/tr/yazi/10-17096-jiufd-00289-4500380071004500320074005900680036007700550 03100 Stafneho cysta – depozitum slinné žlázy v mandibule Stafne defect (also termed Stafne's idiopathic bone cavity, Stafne bone cavity, Stafne bone cyst (misnomer), lingual mandibular salivary gland depression, lingual mandibular cortical defect Praktické příklady využití CBCT nDetekce a 3D rekonstrukce osteomyelitidy VENKATESH, Elluru a Snehal VENKATESH ELLURU. CONE BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY: BASICS AND APPLICATIONS IN DENTISTRY. Journal of Istanbul University Faculty of Dentistry. 2017, 51. DOI: 10.17096/jiufd.00289. ISSN 2149-4592. Dostupné z: http://eor.istanbul.edu.tr/tr/yazi/10-17096-jiufd-00289-4500380071004500320074005900680036007700550 03100 Stafneho cysta – depozitum slinné žlázy v mandibule Stafne defect (also termed Stafne's idiopathic bone cavity, Stafne bone cavity, Stafne bone cyst (misnomer), lingual mandibular salivary gland depression, lingual mandibular cortical defect Praktické příklady využití CBCT nAnatomické poměry retinovaných zubů (vztah k okolním zubům a mandibulárnímu kanálku) VENKATESH, Elluru a Snehal VENKATESH ELLURU. CONE BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY: BASICS AND APPLICATIONS IN DENTISTRY. Journal of Istanbul University Faculty of Dentistry. 2017, 51. DOI: 10.17096/jiufd.00289. ISSN 2149-4592. Dostupné z: http://eor.istanbul.edu.tr/tr/yazi/10-17096-jiufd-00289-4500380071004500320074005900680036007700550 03100 Stafneho cysta – depozitum slinné žlázy v mandibule Stafne defect (also termed Stafne's idiopathic bone cavity, Stafne bone cavity, Stafne bone cyst (misnomer), lingual mandibular salivary gland depression, lingual mandibular cortical defect Praktické příklady využití CBCT nPlánování léčby v ortodoncii VENKATESH, Elluru a Snehal VENKATESH ELLURU. CONE BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY: BASICS AND APPLICATIONS IN DENTISTRY. Journal of Istanbul University Faculty of Dentistry. 2017, 51. DOI: 10.17096/jiufd.00289. ISSN 2149-4592. Dostupné z: http://eor.istanbul.edu.tr/tr/yazi/10-17096-jiufd-00289-4500380071004500320074005900680036007700550 03100 Stafneho cysta – depozitum slinné žlázy v mandibule Stafne defect (also termed Stafne's idiopathic bone cavity, Stafne bone cavity, Stafne bone cyst (misnomer), lingual mandibular salivary gland depression, lingual mandibular cortical defect Kazuistiky nFibrózní dysplazie obličeje CT bez k.l., koronální projekce Žena 48 let, kongenitální Kazuistiky nMnohočetný myelom CT bez k.l., axiální projekce Kazuistiky nOsteom dolní čelisti CT bez k.l., axiální projekce Kazuistiky nOdontomy dolní čelisti CT bez k.l., axiální projekce CT bez k.l., axiální projekce Kazuistiky nKarcinom usurující alveolární výběžek CT bez k.l., axiální projekce