Компью́терная томогра́фия - метод неразрушающего послойного исследования внутренней структуры объекта, был предложен в 1972 году Годфри Хаунсфилдом и Алланом Кормаком , удостоенными за эту разработку Нобелевской премии . Метод основан на измерении и сложной компьютерной обработке разности ослабления рентгеновского излучения различными по плотности тканями.

Компьютерная томография (КТ) - в широком смысле, синоним термина томография (так как все современные томографические методы реализуются с помощью компьютерной техники); в узком смысле (в котором употребляется значительно чаще), синоним термина рентгеновская компьютерная томография , так как именно этот метод положил начало современной томографии.

Рентгеновская компьютерная томография - томографический метод исследования внутренних органов человека с использованием рентгеновского излучения.

Энциклопедичный YouTube

1 / 5

Компьютерная томография (КТ) - видеолекция

Лекция: «Многофазная компьютерная томография в оценке гепатобилиарной системы»

Компьютерная томография - подготовка к КТ и противопоказания

Как проходит компьютерная томография

Установка компьютерного томографа

Субтитры

Появление компьютерных томографов

Первые математические алгоритмы для КТ были разработаны в 1917 году австрийским математиком И. Радоном (см. преобразование Радона). Физической основой метода является экспоненциальный закон ослабления излучения , который справедлив для чисто поглощающих сред. В рентгеновском диапазоне излучения экспоненциальный закон выполняется с высокой степенью точности, поэтому разработанные математические алгоритмы были впервые применены именно для рентгеновской компьютерной томографии.

Предпосылки метода в истории медицины

Изображения, полученные методом рентгеновской компьютерной томографии, имеют свои аналоги в истории изучения анатомии . В частности, Николай Иванович Пирогов разработал новый метод изучения взаиморасположения органов оперирующими хирургами, получивший название топографической анатомии . Сутью метода было изучение замороженных трупов, послойно разрезанных в различных анатомических плоскостях («анатомическая томография»). Пироговым был издан атлас под названием «Топографическая анатомия , иллюстрированная разрезами, проведёнными через замороженное тело человека в трёх направлениях». Фактически, изображения в атласе предвосхищали появление подобных изображений, полученных лучевыми томографическими методами исследования. Разумеется, современные способы получения послойных изображений имеют несравнимые преимущества: нетравматичность, позволяющая проводить прижизненную диагностику заболеваний; возможность аппаратного представления в различных анатомических плоскостях (проекциях) однократно полученных «сырых» КТ-данных, а также трёхмерной реконструкции ; возможность не только оценивать размеры и взаиморасположение органов, но и детально изучать их структурные особенности и даже некоторые физиологические характеристики, основываясь на показателях рентгеновской плотности и их изменении при внутривенном контрастном усилении.

С математической точки зрения построение изображения сводится к решению системы линейных уравнений . Так, например, для получения томограммы размером 200×200 пикселей система включает 40000 уравнений. Для решения подобных систем разработаны специализированные методы, ориентированные на параллельные вычисления .

Поколения компьютерных томографов: от первого до четвёртого

Прогресс КТ томографов напрямую связан с увеличением количества детекторов, то есть с увеличением числа одновременно собираемых проекций.

Аппарат 1-го поколения появился в 1973 г. КТ аппараты первого поколения были пошаговыми. Была одна трубка, направленная на один детектор. Сканирование производилось шаг за шагом, делая по одному обороту на слой. Каждый слой обрабатывался около 4 минут.

Во 2-м поколении КТ аппаратов использовался веерный тип конструкции. На кольце вращения напротив рентгеновской трубки устанавливалось несколько детекторов. Время обработки изображения составило 20 секунд.

3-е поколение компьютерных томографов ввело понятие спиральной компьютерной томографии. Трубка и детекторы за один шаг стола синхронно осуществляли полное вращение по часовой стрелке, что значительно уменьшило время исследования. Увеличилось и количество детекторов. Время обработки и реконструкций заметно уменьшилось.

4-е поколение имеет 1088 люминесцентных датчиков, расположенных по всему кольцу гентри . Вращается лишь рентгеновская трубка. Благодаря этому методу время вращения сократилось до 0,7 секунд. Но существенного отличия в качестве изображений с КТ аппаратами 3-го поколения не имеет.

Спиральная компьютерная томография

Спиральная КТ используется в клинической практике с 1988 года , когда компания Siemens Medical Solutions представила первый спиральный компьютерный томограф. Спиральное сканирование заключается в одновременном выполнении двух действий: непрерывного вращения источника - рентгеновской трубки , генерирующей излучение, вокруг тела пациента , и непрерывного поступательного движения стола с пациентом вдоль продольной оси сканирования z через апертуру гентри. В этом случае траектория движения рентгеновской трубки относительно оси z - направления движения стола с телом пациента, примет форму спирали.

В отличие от последовательной КТ скорость движения стола с телом пациента может принимать произвольные значения, определяемые целями исследования. Чем выше скорость движения стола, тем больше протяженность области сканирования. Важно то, что длина пути стола за один оборот рентгеновской трубки может быть в 1,5–2 раза больше толщины томографического слоя без ухудшения пространственного разрешения изображения.

Технология спирального сканирования позволила значительно сократить время, затрачиваемое на КТ-исследование и существенно уменьшить лучевую нагрузку на пациента.

Многослойная компьютерная томография (МСКТ)

Многослойная («мультиспиральная», «мультисрезовая» компьютерная томография - МСКТ) была впервые представлена компанией Elscint Co. в 1992 году . Принципиальное отличие мсКТ томографов от спиральных томографов предыдущих поколений в том, что по окружности гентри расположены не один, а два и более ряда детекторов. Для того, чтобы рентгеновское излучение могло одновременно приниматься детекторами, расположенными на разных рядах, была разработана новая - объёмная геометрическая форма пучка. В 1992 году появились первые двухсрезовые (двухспиральные) МСКТ томографы с двумя рядами детекторов, а в 1998 году - четырёхсрезовые (четырёхспиральные), с четырьмя рядами детекторов соответственно. Кроме вышеотмеченных особенностей, было увеличено количество оборотов рентгеновской трубки с одного до двух в секунду. Таким образом, четырёхспиральные МСКТ томографы пятого поколения на сегодняшний день в восемь раз быстрее, чем обычные спиральные КТ томографы четвертого поколения. В -2005 годах были представлены 32-, 64- и 128-срезовые МСКТ томографы, в том числе - с двумя рентгеновскими трубками. Сегодня же в некоторых клиниках имеются 320-срезовые компьютерные томографы, впервые представленные в 2007 году компанией Toshiba. Они позволяют не только получать изображения, но и дают возможность наблюдать почти «в реальном» времени физиологические процессы, происходящие в головном мозге и в сердце [ ] . Особенностью подобной системы является возможность сканирования целого органа (сердце, суставы, головной мозг и т.д.) за один оборот рентгеновской трубки, что значительно сокращает время обследования, а также возможность сканировать сердце даже у пациентов, страдающих аритмиями. Несколько 320-срезовых сканеров уже установлены и функционируют в России [ ] .

Преимущества МСКТ перед обычной спиральной КТ

• улучшение временного разрешения
• улучшение пространственного разрешения вдоль продольной оси z
• увеличение скорости сканирования
• улучшение контрастного разрешения
• увеличение отношения сигнал/шум
• эффективное использование рентгеновской трубки
• большая зона анатомического покрытия
• уменьшение лучевой нагрузки на пациента

Все эти факторы значительно повышают скорость и информативность исследований.

Основным недостатком метода остается высокая лучевая нагрузка на пациента, несмотря на то, что за время существования КТ её удалось значительно снизить.

• Улучшение временного разрешения достигается за счёт уменьшения времени исследования и количества артефактов из-за непроизвольного движения внутренних органов и пульсации крупных сосудов .

• Улучшение пространственного разрешения вдоль продольной оси z, связано с использованием тонких (1–1,5 мм) срезов и очень тонких, субмиллиметровых (0,5 мм) срезов. Чтобы реализовать эту возможность, разработаны два типа расположения массива детекторов в МСК томографах:
  • матричные детекторы (matrix detectors), имеющие одинаковую ширину вдоль продольной оси z;
  • адаптивные детекторы (adaptive detectors), имеющие неодинаковую ширину вдоль продольной оси z.

Преимущество матричного массива детекторов заключается в том, что количество детекторов в ряду можно легко увеличить для получения большего количества срезов за один оборот рентгеновской трубки. Так как в адаптивном массиве детекторов меньше количество самих элементов, то меньше и число зазоров между ними, что дает снижение лучевой нагрузки на пациента и уменьшение электронного шума. Поэтому три из четырёх мировых производителей МСК томографов выбрали именно этот тип.

Все вышеотмеченные нововведения не только повышают пространственное разрешение, но благодаря специально разработанным алгоритмам реконструкции позволяют значительно уменьшить количество и размеры артефактов (посторонних элементов) КТ-изображений. Основным преимуществом МСКТ по сравнению с односрезовой СКТ является возможность получения изотропного изображения при сканировании с субмиллиметровой толщиной среза (0,5 мм). Изотропное изображение возможно получить, если грани вокселя матрицы изображения равны, то есть воксель принимает форму куба . В этом случае пространственные разрешения в поперечной плоскости x-y и вдоль продольной оси z становятся одинаковыми.

• Увеличение скорости сканирования достигается уменьшением времени оборота рентгеновской трубки, по сравнению с обычной спиральной КТ, в два раза - до 0,45–0,50 с.

• Улучшение контрастного разрешения достигается вследствие увеличения дозы и скорости введения контрастных средств при проведении ангиографии или стандартных КТ-исследований, требующих контрастного усиления. Различие между артериальной и венозной фазой введения контрастного средства прослеживается более чётко.

• Увеличение отношения сигнал/шум достигнуто благодаря конструктивным особенностям исполнения новых детекторов и используемых при этом материалов; улучшению качества исполнения электронных компонентов и плат ; увеличению тока накала рентгеновской трубки до 400 мА при стандартных исследованиях или исследованиях тучных пациентов.

• Эффективное использование рентгеновской трубки достигается за счёт меньшего времени работы трубки при стандартном исследовании. Конструкция рентгеновских трубок претерпела изменения для обеспечения лучшей устойчивости при больших центробежных силах, возникающих при вращении за время, равное или менее 0,5 с. Используются генераторы большей мощности (до 100 кВт). Конструктивные особенности исполнения рентгеновских трубок, лучшее охлаждение анода и повышение его теплоёмкости до 8 000 000 единиц также позволяют продлить срок службы трубок.

• Зона анатомического покрытия увеличена благодаря одновременной реконструкции нескольких срезов полученных за время одного оборота рентгеновской трубки. Для МСКТ установки зона анатомического покрытия зависит от количества каналов данных, шага спирали, толщины томографического слоя, времени сканирования и времени вращения рентгеновской трубки. Зона анатомического покрытия может быть в несколько раз больше за одно и то же время сканирования по сравнению с обычным спиральным компьютерным томографом.

• Лучевая нагрузка при многослойном спиральном КТ-исследовании при сопоставимых объёмах диагностической информации меньше на 30 % по сравнению с обычным спиральным КТ-исследованием. Для этого улучшают фильтрацию спектра рентгеновского излучения и производят оптимизацию массива детекторов. Разработаны алгоритмы , позволяющие в реальном масштабе времени автоматически уменьшать ток и напряжение на рентгеновской трубке в зависимости от исследуемого органа , размеров и возраста каждого пациента.

Компьютерная томография с двумя источниками излучения

DSCT - Dual Source Computed Tomography. Русскоязычной аббревиатуры в настоящее время нет.

Контрастное усиление

Для улучшения дифференцировки органов друг от друга, а также нормальных и патологических структур, используются различные методики контрастного усиления (чаще всего, с применением йодсодержащих контрастных препаратов).

Двумя основными разновидностями введения контрастного препарата являются пероральное (пациент с определенным режимом выпивает раствор препарата) и внутривенное (производится медицинским персоналом). Главной целью первого метода является контрастирование полых органов желудочно-кишечного тракта; второй метод позволяет оценить характер накопления контрастного препарата тканями и органами через кровеносную систему. Методики внутривенного контрастного усиления во многих случаях позволяют уточнить характер выявленных патологических изменений (в том числе достаточно точно указать наличие опухолей, вплоть до предположения их гистологической структуры) на фоне окружающих их мягких тканей, а также визуализировать изменения, не выявляемые при обычном («нативном») исследовании.

В свою очередь, внутривенное контрастирование можно проводить двумя способами: «ручное» внутривенное контрастирование и болюсное контрастирование .

При первом способе контраст вводится вручную рентгенлаборантом или процедурной медсестрой, время и скорость введения не регулируются, исследование начинается после введения контрастного вещества. Этот способ применяется на «медленных» аппаратах первых поколений, при МСКТ «ручное» введение контрастного препарата уже не соответствует значительно возросшим возможностям метода.

При болюсном контрастном усилении контрастный препарат вводится внутривенно шприцем-инжектором с установленными скоростью и временем подачи вещества. Цель болюсного контрастного усиления - разграничение фаз контрастирования. Время сканирования различается на разных аппаратах, при разных скоростях введения контрастного препарата и у разных пациентов; в среднем при скорости введения препарата 4–5 мл/сек сканирование начинается примерно через 20–30 секунд после начала введения инжектором контраста, при этом визуализируется наполнение артерий (артериальная фаза контрастирования). Через 40–60 секунд аппарат повторно сканирует эту же зону для выделения портально-венозной фазы, в которую визуализируется контрастирование вен. Также выделяют отсроченную фазу (180 секунд после начала введения), при которой наблюдается выведение контрастного препарата через мочевыделительную систему.

КТ-ангиография

КТ-ангиография позволяет получить послойную серию изображений кровеносных сосудов; на основе полученных данных посредством компьютерной постобработки с 3D-реконструкцией строится трёхмерная модель кровеносной системы.

Спиральная КТ-ангиография - одно из последних достижений рентгеновской компьютерной томографии. Исследование проводится в амбулаторных условиях. В локтевую вену вводится йодсодержащий контрастный препарат в объеме ~100 мл. В момент введения контрастного вещества делают серию сканирований исследуемого участка.

КТ-перфузия

Метод, позволяющий оценить прохождение крови через ткани организма, в частности:

• перфузию головного мозга
• перфузию печени

Показания к компьютерной томографии

Компьютерная томография широко используется в медицине для нескольких целей:

1. Как скрининговый тест - при следующих состояниях:
   • Головная боль
   • Травма головы, не сопровождающаяся потерей сознания
   • Обморок
   • Исключение рака легких. В случае использования компьютерной томографии для скрининга, исследование делается в плановом порядке.
2. Для диагностики по экстренным показаниям - экстренная компьютерная томография
   • Тяжелые травмы
   • Подозрение на кровоизлияние в мозг
   • Подозрение на повреждение сосуда (например, расслаивающая аневризма аорты)
   • Подозрение на некоторые другие острые повреждения полых и паренхиматозных органов (осложнения как основного заболевания, так и в результате проводимого лечения)
3. Компьютерная томография для плановой диагностики
   • Большинство КТ исследований делается в плановом порядке, по направлению врача, для окончательного подтверждения диагноза. Как правило, перед проведением компьютерной томографии делаются более простые исследования - рентген, УЗИ, анализы и т. д.
4. Для контроля результатов лечения.
5. Для проведения лечебных и диагностических манипуляций, например пункции под контролем компьютерной томографии и др.
   оказалась в 120 раз выше, чем при однократном рентгенологическом исследовании грудной клетки .

Министерство образования и науки Украины

Харьковский национальный университет имени В.Н. Каразина

Радиофизический факультет

Доклад на семинаре «Современная электроника»:

Компьютерная томография

студентки группы РЕ – 21

Пановой О.Е.

Руководитель:

доц. Думин А.Н.

Харьков – 2008

Введение. Основы томографии и рентгенографии

1. История открытия метода

2. Устройство рентгеновской установки

2.1 Источник рентгеновского излучения

2.2 Приемник рентгеновского излучения

3. Развитие компьютерной томографии

4. Физические и технические основы томографии

4.1Принципы образования послойного изображения

4.2Получение компьютерной томограммы, её методы

5. Цифровые рентгенологические системы

5.1 Описание цифровых рентгенологических систем

5.2 Области применения и преимущества цифровых рентгенологических систем

Литература

Введение. Основы томографии и рентгенографии

На протяжении многих веков усилия врачей были направлены на решение труднейшей задачи - улучшение распознавания заболеваний человека. Потребность в методе, который позволил бы заглянуть внутрь человеческого тела, не повреждая его, была огромной. Какую огромную пользу принес бы непосредственный осмотр человеческого организма, если бы он стал вдруг «прозрачным». И вряд ли кто-нибудь из ученых прошлого мог предположить, что эта мечта вполне осуществима. Потребность увидеть не оболочку, а структуру организма живого человека, его анатомию и физиологию была столь насущной, что, когда чудесные рентгеновские лучи, позволявшие осуществить это на практике были, наконец, открыты, врачи почти сразу поняли, что в медицине наступила новая эра.

Рентгенологический метод - это способ изучения строения и функции различных органов и систем, основанный на качественном и/или количественном анализе пучка рентгеновского излучения, прошедшего через тело человека.

Рентгенографuя - способ рентгенологического исследования, при котором изображение объекта получают на рентгеновской пленке путем ее прямого экспонирования пучком излучения.

Томография - послойная рентгенография. При томографии, благодаря движению во время съемки с определенной скоростью рентгеновской трубки на пленке получается резким изображение только тех структур, которые расположены на определенной, заранее заданной глубине. Тени органов и образований, расположенных на меньшей или большей глубине, получаются «смазанными» и не накладываются на основное изображение. Томография облегчает выявление опухолей, воспалительных инфильтратов и других патологических образований.

В терапевтической практике чаще всего вначале прибегают к простому просвечиванию рентгеновскими лучами за рентгеновским экраном – рентгеноскопии. Однако, с помощью обычной, бесконтрастной рентгеноскопии, можно исследовать лишь органы, дающие на экране тени различной яркости. Например, на фоне прозрачных за рентгеновским экраном лёгких, можно исследовать сердце (размеры, конфигурацию), определить участки уплотнения в легочной ткани, обусловленные воспалительной инфильтрацией при пневмонии. Одним из наиболее совершенных, дающих очень достоверную информацию рентгенологических методов является компьютерная томография, позволяющая благодаря использованию ЭВМ дифференцировать ткани и изменения в них, очень незначительно различающиеся по степени поглощения рентгеновского излучения. За последние годы значительно усовершенствовалась техника получения изображения. С помощью электронно-оптического усилителя, установленного на рентгеновском аппарате, удается получить значительно более яркие и четкие изображения при меньшей дозе облучения больного, что в свою очередь позволяет снять на кинопленку весь процесс исследования или отдельные его фазы (рентгенокинематография). Это имеет особое значение при функциональных нарушениях органов (эзофагоспазм, дискинезия кишечника и т. д.). Кинопленку можно затем вторично просмотреть и вновь восстановить весь процесс исследования больного, провести консилиум и т. д.

1. История открытия метода

Идея компьютерной томографии (КТ) родилась в далекой Южно-Африканской Республике у физика А. Кормака. В 1963 г. он опубликовал статью о возможности компьютерной реконструкции изображения мозга. Спустя 7 лет этим занялась группа инженеров английской фирмы электромузыкальных инструментов во главе с г. Хаунсфилдом. Время сканирования первого объекта (мозг, консервированный в формалине) на созданной ими экспериментальной установке составило 9 ч. Уже в 1972 Г. была произведена первая томограмма женщине с опухолевым поражением мозга. 19 апреля 1972 г. на конгрессе Британского радиологического института Г. Хаунсфилд и врач Дж. Амброус выступили с сенсационным сообщением «Рентгенология проникает в мозг». А в 1979 г. Г. Хаунсфилд был удостоен Нобелевской премии.

Этот способ основан на использовании волновых колебаний, для проникновения которых ткани человеческого тела не являются непреодолимым препятствием. В результате взаимодействия волновых колебаний с органами и тканями организма на различных приемниках - экране, пленке, бумаге и др. - возникают их изображения, расшифровка которых позволяет судить о состоянии различных анатомических образований.

Такими образом, множество методов принципиально близки рентгенодиагностике как по своей природе, так и по характеру конечного результата их применения. Внедрение в практику этих методов (наряду с рентгенологией) привело к возникновению новой обширной медицинской дисциплины, получившей за рубежом название диагностической радиологии (от латинского radius - луч), а у нас - лучевой диагностики. Возможности этой дисциплины в распознавании заболеваний человека весьма велики. Ей доступны практически все органы и системы человека, все анатомические образования, размеры которых выше микроскопических.

2. Устройство рентгеновской установки как части томографа

Типичная рентгеновская диагностическая система состоит из рентгеновского излучателя (трубки), объекта исследования (пациента), прео6разователя изображения и врача-рентгенолога.

Рис.1. принципиальное устройство рентгеновской трубки

Рентгеновское излучение, возникшее в аноде рентгеновской трубки, направляют на больного, в теле которого оно частично поглощается и рассеивается, а частично проходит насквозь. Датчик преобразователя изображения улавливает прошедшее излучение, а преобразователь строит видимый световой образ, который воспринимает врач.

2.1 Источник рентгеновского излучения

В состав типового рентгенодиагностического аппарата входят питающее устройство, пульт управления, штатив и рентгеновская трубка. Она-то, собственно, и является источником излучения. Установка получает питание из сети в виде переменного тока низкого напряжения. В высоковольтном трансформаторе сетевой ток преобразуется в переменный ток высокого напряжения - от 40 до 150 кВ. Из вторичной обмотки трансформатора переменный ток поступает в систему выпрямителей, превращающих его в выпрямленный ток, идущий в одном направлении. Высоковольтный выпрямленный ток подают на рентгеновскую трубку, которая генерирует peнтгеновское излучение. Трубка закреплена на штативе. На нем же располагается экранно-снимочное устройство. Управление аппаратом несложно. Выбор и регулировка технических условий осуществляются автоматически с помощью микропроцессорной техники. В некоторых моделях телевизионный монитор и пульт управления вынесены в соседнее помещение, откуда врач и ведет исследование.

2.2 Приемник рентгеновского излучения

В рентгеновских установках используют различные датчики и преобразователи изображения. Целесообразно выделить 5 типов приемников: рентгеновскую пленку, полупроводниковую фоточувствительную пластину, флюоресцирующий экран, рентгеновский электронно-оптический преобразователь, дозиметрический счетчик. На них соответственно построены 5 общих методов рентгенологического исследования: рентгенография, электрорентгенография, рентгеноскопия, рентгенотелевизионная рентгеноскопия и дигитальная рентгенография (В том числе компьютерная томография).

Рис. 2. Принципиальное устройство рентгеновской установки

рентгенография компьютерный цифровой томография

3. Развитие компьютерной томографии

Изобретение рентгеновской томографии с обработкой получаемой информации на ЭВМ произвело переворот в области получения изображения в медицине. Аппарат, изготовленный и опробованный группой инженеров английской фирмы «EMI», получил название ЭМИ-сканера.

Разработчик в своем аппарате использовал кристаллический детектор с фотоэлектронным умножителем (ФЭУ), однако источником была трубка, жестко связанная с детектором, которая делала сначала поступательное, а затем вращательное движение при постоянном включении рентгеновского излучения. Такое устройство томографа позволяло получить томограмму за 4-20 мин.

Рентгеновские томографы с подобным устройством (I поколение) применялись только для исследования головного мозга. Это объяснялось как большим временем исследования (визуализации только неподвижных объектов), так и малым диаметром зоны томографирования до (24 см). Однако получаемое изображение несло большое количество дополнительной диагностической информации, что послужило толчком не только к клиническому применению новой методики, но и к дальнейшему совершенствованию самой аппаратуры.

Вторым этапом в становлении нового метода исследования был выпуск к 1974 г. компьютерных томографов, содержащих несколько детекторов. После поступательного движения, которое производилось быстрее, чем у аппаратов I поколения, трубка с детекторами делала поворот на 3-10 о, что способствовало ускорению исследования, уменьшению лучевой нагрузки на пациента и улучшению качества изображения. Однако время получения одной томограммы (20-60 с) значительно ограничивало применение томографов II поколения для исследования всего тела ввиду неизбежных артефактов, появляющихся из-за произвольных и непроизвольных движений. Аксиальные компьютерные рентгеновские томографы данной генерации нашли широкое применение для исследования головного мозга в неврологических и нейрохирургических клиниках.

Получение качественного изображения среза тела человека на любом уровне стало возможным после разработки в 1976-1977 гг. компьютерных томографов III поколения. Принципиальное отличие их заключалось в том, что было исключено поступательное движение системы трубка-детекторы, увеличены диаметр зоны исследования до 50-70 см и первичная матрица компьютера. Это привело к тому, что одну томограмму стало возможным получить за 3-5 секунд при обороте системы трубка-детекторы на 360 о. Качество изображения значительно улучшилось и стало возможным обследование внутренних органов. На рис. 3 показана схема получения изображения с помощью компьютерного томографа.

С 1979 г. некоторые ведущие фирмы начали выпускать компьютерные томографы IV поколения. Детекторы (1100-1200 шт.) в этих аппаратах расположены по кольцу и не вращаются. Движется только рентгеновская трубка, что позволяет уменьшить время получения томограммы до 1-1,5 секунды при повороте трубки на 360 о. Это, а также сбор информации под разными углами увеличивает объем получаемых сведений при уменьшении затрат времени на томограмму.

Рис. 3 Схема получения изображения

В 1986 г. произошел качественный скачок в аппаратостроении для рентгеновской компьютерной томографии. Фирмой «Иматрон» выпущен компьютерный томограф V поколения, работающий в реальном масштабе времени. Он содержит 200 источников и 5000 приемников рентгеновского света, а время получения одного изображения-5 млсек. Учитывая заинтересованность клиник в приобретении компьютерных томографов, с 1986 г. определилось направление по выпуску «дешевых» компактных систем для поликлиник и небольших больниц. Обладая некоторыми ограничениями, связанными с числом детекторов или временем и объемом собираемой информации, эти аппараты позволяют выполнять 75-95% (в зависимости от вида органа) исследований, доступных «большим» компьютерным томографам.

4. Физические и технические основы томографии

4.1 Принципы образования послойного изображения

При выполнении обычной рентгенограммы три компонента - пленка, объект и рентгеновская трубка - остаются в покое. Томографический эффект можно получить при следующих комбинациях:

1) неподвижный объект и движущиеся источник (рентгеновская трубка) и приемник (рентгенографическая пленка, селеновая пластина, кристаллический детектор и т.п.) излучения;

2) неподвижный источник излучения и движущиеся объект и приемник излучения;

3) неподвижный приемник излучения и движущиеся объект и источник излучения. Наиболее распространены томографы с синхронным перемещением трубки и пленки в противоположных направлениях при неподвижности пациента

Рис. 4 Принцип образования послойного изображения

F0, F1, F2 -нулевое,исходное и конечное положение фокуса рентгеновской трубки; j-1/2 угла поворота трубки; S-поверхность стола; Т-объект исследования; О-точка выделяемого слоя; О1, О2-точки, находящиеся выше и ниже выделяемого слоя; О`, О``-проекции точки О на пленке при исходном и конечном положениях фокуса рентгеновской трубки; О1`, O1``-проекции точки О1 на пленке при тех же положениях фокуса трубки; О2`, О2``-проекции точки О2 при тех же положениях фокуса трубки; О```-проекции всех точек на пленке при нулевом положении рентгеновской трубки. Рентгеновский излучатель и кассето-держатель с приемником излучения (рентгеновская пленка, селеновая пластина) соединяют жестко с помощью металлического рычага. Ось вращения рычага (перемещения трубки и пленки) находится над уровнем стола и ее можно произвольно перемещать.

Как показано на рис.4, при перемещении трубки из положения F1 в положение F2, проекция точки О, которая соответствует оси вращения рычага, будет постоянно находиться в одном и том же месте пленки. Проекция точки О неподвижна относительно пленки и, следовательно, ее изображение будет четким. Проекции точек О1 и О2,находящиеся вне выделяемого слоя, с перемещением трубки и пленки меняют свое положение на пленке и, следовательно, их изображение будет нечетким, размазанным. На томограмме, таким образом, будут четкими изображения всех точек, находящихся в плоскости на уровне оси вращения системы, то есть в выделяемом томографическом слое.

На рисунке показано перемещение трубки и пленки по траектории прямая-прямая, то есть по параллельным прямолинейным направляющим. Такие томографы, имеющие самую простую конструкцию, получили наибольшее распространение. Такой аппарат относится к линейным томографам (с линейными траекториями), так как проекции траекторий движения системы трубка-пленка на выделяемую плоскость имеют вид прямой линии, а тени размазывания имеют прямолинейную форму.

В томографах с нелинейным размазыванием перемещение системы трубка - пленка происходит по криволинейным траекториям - кругу, эллипсу, гипоциклоиде, спирали. При этом отношение расстояний фокус трубки - центр вращения и центр вращения - пленка сохраняется постоянным. И в этих случаях доказано, что геометрическим местом точек, проекции которых при движении системы неподвижны относительно пленки, является плоскость, параллельная плоскости пленки и проходящая через ось качания системы. Размазывание изображения точек объекта, лежащих вне выделяемой плоскости, происходит по соответствующим кривым траекториям движения системы. Размазываемые изображения повторяют на пленке траекторию перемещения фокуса рентгеновской трубки.

При симультанной (многослойной) томографии в один прием (одно перемещение трубки и пленки в противоположных направлениях) получают несколько томограмм благодаря расположению в одной кассете нескольких пленок, расположенных на некотором расстоянии друг от друга. Проекция изображения первого слоя, находящегося на оси вращения системы (избранной высоте слоя), получается на верхней пленке. Геометрически доказано, что на последующих пленках получают свое изображение нижележащие параллельные к оси движения системы слои, расстояния между которыми примерно равны расстояниям между пленками. Основным недостатком продольной томографии является то, что расплывчатые изображения выше- и нижележащих плоскостей с нежелательной информацией уменьшают естественную контрастность. Вследствие этого восприятие в выделяемом слое тканей с невысокой контрастностью ухудшается.

Указанного недостатка лишена аксиальная компьютерная рентгеновская томография. Это объясняется тем, что строго коллимированный пучок рентгеновского излучения проходит только через ту плоскость, которая интересует врача. При этом регистрация рассеянного излучения сведена к минимуму, что значительно улучшает визуализацию тканей, особенно мало контрастных. Снижение регистрации рассеянного излучения при компьютерной томографии осуществляется коллиматорами, один из которых расположен на выходе рентгеновского пучка из трубки, другой - перед сборкой детекторов.

Известно, что при одинаковой энергии рентгеновского излучения материал с большей относительной молекулярной массой будет поглощать рентгеновское излучение в большей степени, чем вещество с меньшей относительной молекулярной массой. Подобное ослабление рентгеновского пучка может быть легко зафиксировано. Однако на практике мы имеем дело с совершенно неоднородным объектом - телом человека. Поэтому часто случается, что детекторы фиксируют несколько рентгеновских пучков одинаковой интенсивности в то время, как они прошли через совершенно различные среды. Это наблюдается, например, при прохождении через однородный объект достаточной протяженности и неоднородный объект с такой же суммарной плотностью.

При продольной томографии разницу между плотностью отдельных участков определить невозможно, поскольку «тени» участков накладываются друг на друга. С помощью компьютерной томографии решена и эта задача, так как при вращении рентгеновской трубки вокруг тела пациента детекторы регистрируют 1,5 - 6 миллионов сигналов из различных точек (проекций) и, что особенно важно, каждая точка многократно проецируется на различные окружающие точки.

При регистрации ослабленного рентгеновского излучения на каждом детекторе возбуждается ток, соответствующий величине излучения, попадающего на детектор. В системе сбора данных ток от каждого детектора (500-2400 шт.) преобразуется в цифровой сигнал и после усиления подается в ЭВМ для обработки и хранения. Только после этого начинается собственно процесс восстановления изображения.

Восстановление изображения среза по сумме собранных проекций является чрезвычайно сложным процессом, и конечный результат представляет собой некую матрицу с относительными числами, соответствующую уровню поглощения каждой точки в отдельности.

В компьютерных томографах применяются матрицы первичного изображения 256х256, 320х320, 512х512 и 1024х1024 элементов. Качество изображения растет при увеличении числа детекторов, увеличении количества регистрируемых проекций за один оборот трубки и при увеличении первичной матрицы. Увеличение количества регистрируемых проекций ведет к повышению лучевой нагрузки, применение большей первичной матрицы - к увеличению времени обработки среза или необходимости устанавливать дополнительные специальные процессоры видеоизображения.

4.2 Получение компьютерной томограммы

Получение компьютерной томограммы (среза) головы на выбранном уровне основывается на выполнении следующих операций:

· формирование требуемой ширины рентгеновского луча (коллимирование);

· сканирование головы пучком рентгеновского излучения, осуществляемого движением (вращательным и поступательным) вокруг неподвижной головы пациента устройства «излучатель – детекторы»;

· измерение излучения и определение его ослабления с последующим преобразованием результатов в цифровую форму;

· машинный (компьютерный) синтез томограммы по совокупности данных измерения, относящихся к выбранному слою;

· построение изображения исследуемого слоя на экране видеомонитора (дисплея).

В системах компьютерных томографов сканирование и получение изображения происходят следующим образом: рентгеновская трубка в режиме излучения «обходит» голову по дуге 240 0 , останавливаясь через каждые 3 0 этой дуги и делая продольное перемещение. На одной оси с рентгеновским излучателем закреплены детекторы – кристаллы йодистого натрия, преобразующие ионизирующее излучение в световое. Последнее попадает на фотоэлектронные умножители, превращающие эту видимую часть в электрические сигналы. Электрические сигналы подвергаются усилению, а затем преобразованию в цифры, которые вводят в ЭВМ. Рентгеновский луч, пройдя через среду поглощения, ослабляется пропорционально плотности тканей, встречающихся на его пути, и несет информацию о степени его ослабления в каждом положении сканирования. Интенсивность излучения во всех проекциях сравнивается с величиной сигнала, поступающего с контрольного детектора, регистрирующего исходную энергию излучения сразу же на выходе луча из рентгеновской трубки.

Следовательно, формирование показателей поглощения (ослабления) для каждой точки исследуемого слоя происходит после вычисления отношения величины сигнала на выходе рентгеновского излучателя к значению его после прохождения объекта исследования (коэффициенты поглощения).

В ЭВМ выполняется математическая реконструкция коэффициентов поглощения и пространственное их распределение на квадратной многоклеточной матрице, а полученные изображения передаются для визуальной оценки на экран дисплея.

За одно сканирование получают два соприкасающихся между собой среза толщиной 10 мм каждый. Картина среза восстанавливается на матрице.

Полученные коэффициенты поглощения выражают в относительных единицах шкалы, нижняя граница которой (-1000 ед.Н.) (ед.Н. - единицы Хаунсфильда или числа компьютерной томографии) соответствует ослаблению рентгеновских лучей в воздухе, верхняя (+1000 ед.Н.) - ослаблению в костях, а за ноль принимается коэффициент поглощения воды. Различные ткани мозга и жидкие среды имеют разные по величине коэффициенты поглощения. Например, коэффициент поглощения жира находится в пределах от -100 до 0 ед.Н., спинномозговой жидкости - от 2 до 16 ед.Н., крови - от 28 до 62 ед.Н. Это обеспечивает возможность получать на компьютерных томограммах основные структуры мозга и многие патологические процессы в них. Чувствительность системы в улавливании перепада рентгеновской плотности в обычном режиме исследования не превышает 5 ед.Н., что составляет 0,5%.

На экране дисплея высоким значениям плотности (например, кости) соответствует светлые участки, низким - темные. Градационная способность экрана составляет 15-16 полутоновых ступеней, различаемых человеческим глазом. На каждую ступень, таким образом, приходится около 130 ед.Н.

Известно, что качество визуализации анатомических образований головного мозга и очагов поражения зависит в основном от двух факторов: размера матрицы, на которой строится томограмма, и перепада показателей поглощения. Величина матрицы может оказывать существенное влияние на точность диагностики. Так, количество ошибочных диагнозов при анализе томограмм на матрице 80х80 клеток составляло 27%, а при работе на матрице 160х160 - уменьшилось до 11%.

Компьютерный томограф обладает двумя видами разрешающей способности: пространственной и по перепаду плотности. Первый тип определяется размером клетки матрицы (обычно - 1,5 х 1,5 мм), второй равен 5 ед.Н. (0,5%). В соответствии с этими характеристиками теоретически можно различать элементы изображения размером 1,5 х 1,5 мм при перепаде плотности между ними не меньше 5 ед.Н. (1%) удается выявлять очаги величиной не менее 6х6 мм, а при разнице в 30 ед.Н. (3%) - детали размером 3х3 мм. Обычная рентгенография позволяет уловить минимальную разницу по плотности между соседними участками в 10-20%.

Однако, при очень значительном перепаде плотностей рядом расположенных структур, возникают специфические для данного метода условия, снижающие его разрешающую способность, так как при построении изображения в этих случаях происходит математическое усреднение и при этом очаги небольших размеров могут быть не обнаружены. Чаще это происходит при небольших зонах пониженной плотности, расположенных вблизи массивных костных структур (пирамиды височных костей) или костей свода черепа.

Важным условием для обеспечения проведения компьютерной томографии является неподвижное положение пациента, ибо движение во время исследования приводят к возникновению артефактов - наводок: полос темного цвета от образований с низким коэффициентом поглощения (воздух) и белых полос от структур с высоким КП (кость, металлические хирургические клипсы), что также снижает диагностические возможности.

Для получения более четкого изображения патологически измененных участков в головном мозге и для исследования полых органов дающих на экране сравнительно густую однородную тень (желудок, кишечник, желчный пузырь, почечные лоханки и др.), производится их контрастирование. Так, при общем исследовании пищеварительного тракта больному дают выпить контрастную массу - взвесь сульфата бария; при исследовании толстой кишки вводят эту взвесь больному с помощью клизмы. Исследование желчного пузыря и внутрипеченочных желчных протоков (холецuсmографuя, холеграфuя) проводят с помощью йодсодержащих контрастных веществ, даваемых внyтpь (билитраст, кислота иопаноевая) или вводимых в вену (билигност). Эти вещества током крови приносятся в печень и выделяются с желчью, концентрируясь в желчном пузыре. Рентгенологическое исследование лоханок почек (пuелография) проводится с помощью сергозина, также вводимого внyтpивенно. Рентгенологическое исследование бронхов (бронхография) возможно после заполнения долевых и сегментарных бронхов пораженного участка легких особым контрастным веществом (йодолиполом). Ретгeнологическое исследование сосудов (ангuография) осуществляется с помощью кардиотраста. Содержание контрастного вещества в протекающей крови изменяется в результате того, что относительно быстро начинается выделение его почками. Уже в течение первых 5 мин после болюсной инъекции концентрация вещества в крови в среднем снижается на 20%, в последующие 5 мин - на 13% и еще через 5 мин - на 5%.

В некоторых случаях контрастирование органа производится за счет воздуха, который вводится в окружающую ткань или полость. Так, при рентгенологическом исследовании почек, когда имеется подозрение на поражение их опухолью, воздух вводится в околопочечную клетчатку (пневморен); для обнаружения прорастания опухолью желудка его стенок воздух вводится в брюшную полость, т. е. исследование проводится в условиях искусственного пневмоперитонеума.

Для исследования органов, обладающих сократительной активностью (чаще всего сердца), используется рентгенокимография. При этом способе перед кассетой с рентгеновской пленкой на пути лучей, идущих от рентгеновской трубки через тело больного, устанавливается специальная свинцовая решетка с горизонтальными щелями. В момент снимка решетка смещается на небольшое расстояние перпендикулярно контуру исследуемого органа. А так как сам орган (например, сердце) за это время совершает некоторое движение параллельно щели решетки, то на пленке контур органа получается не ровный, а в виде зубчатой линии. По амплитуде зубцов и их форме можно судить о силе сокращений сердца, оценить их характер.

5. Цифровые рентгенографические системы

5.1 Описание цифровых рентгенологических систем

Преобразование традиционной рентгенограммы в цифровой массив с последующей возможностью обработки рентгенограмм методами вычислительной техники стало распространенным процессом. Такие аналоговые системы зачастую имеют очень жесткие ограничения на экспозицию из-за малого динамического диапазона рентгеновской пленки. В отличие от аналоговых, прямые цифровые рентгенографические системы позволяют получать диагностические изображения без промежуточных носителей при любом необходимом уровне дозы, причем это изображение можно обрабатывать и отображать самыми различными способами.

На рис.5 приведена схема типичной цифровой рентгенографической системы.

Рис. 5 Составные элементы цифровой системы получения рентгеновских изображений

Рентгеновская трубка и приемник изображения сопряжены с компьютером и управляются им, а получаемое изображение запоминается, обрабатывается (в цифровой форме) и отображается на телеэкране, составляющем часть пульта управления (или устройства вывода данных) оператора-рентгенолога.

Аналогичные пульты управления можно применять и в других системах получения изображения, например на основе ядерного магнитного резонанса или компьютерной томографии. Цифровое изображение можно записать на магнитном носителе, оптическом диске или же на специальном записывающем устройстве, способном постоянно вести регистрацию изображения на пленку в аналоговой форме.

В цифровой рентгенологии могут найти применение два класса приемников изображения: приемники с непосредственным формированием изображения и приемники с частичной регистрацией изображения, в которых полное изображение формируется путем сканирования либо рентгеновским пучком, либо приемным устройством (сканирующая проекционная рентгенография). В цифровой рентгенографии применяют усилитель изображения, ионографическую камеру и устройство с вынужденной люминесценцией. Эти приемники могут непосредственно формировать цифровые изображения без промежуточной регистрации и хранения. Усилители изображения не обладают наилучшим пространственным разрешением или контрастом, однако имеют высокое быстродействие. Аналого-цифровое преобразование флюорограммы с числом точек в изображении 512х512 может занимать время менее 0,03 с. Даже при числе точек 2048х2048 в изображении время преобразования изображения в цифровую форму составляет всего несколько секунд. Время считывания изображения с пластины с вынужденной люминесценции или ионографической камеры значительно больше, хотя последнее выгодно отличается лучшим разрешением и динамическим диапазоном.

Записанное на фотопленке изображение можно преобразовать в цифровую форму с помощью сканирующего микроденситометра, но любая информация, зафиксированная на фотопленке со слишком малой или, наоборот, слишком высокой оптической плотностью, будет искажена из-за влияния характеристик пленки. В цифровую форму можно преобразовать и ксеро-рентгенограмму также с помощью сканирующего денситометра, работающего в отраженном свете, или путем непосредственного считывания зарядового изображения с селеновой пластины.

В других цифровых рентгенографических системах используют твердотельные приемники с высоким коэффициентом поглощения рентгеновского излучения.

В рентгенографических системах применяется метод сканирования с построчной регистрацией изображения, которое воспроизводится в целое на дисплее компьютера (сканирующая проекционная рентгенография).

Ко второму классу цифровых рентгенографических систем следует отнести люминофоры с памятью и вынужденной люминесценцией, которая затем регистрируется. Это приемник с непосредственным формированием изображения.

Системы получения изображения со сканированием рентгеновским пучком и приемником имеют важное преимущество, состоящее в том, что в них хорошо подавляется рассеяние. В этих системах один коллиматор располагается перед пациентом с целью ограничения первичного рентгеновского пучка до размеров, необходимых для работы приемника, а другой - за пациентом, чтобы уменьшить рассеяние. На рис.6 изображена линейная сканирующая система для получения цифрового изображения грудной клетки. Приемником в системе является полоска из оксисульфида гадолиния, считывание информации с которой ведется линейной матрицей из 1024 фотодиодов. Главным недостатком сканирующих систем является то, что большая часть полезной выходной мощности рентгеновской трубки теряется и что необходимы большие времена экспозиции (до 10 с).

Если требуется быстрый доступ к информации, полученной за длительный период времени, целесообразно применять оптические диски. Емкость памяти 12-дюймового оптического диска равна примерно 2 гигабайт, что соответствует 1900 изображениям размером 1024х1024 по 8 бит каждое (без сжатия данных). Для считывания с оптического диска может быть использовано автоматическое устройство съема, позволяющее обеспечить быстрый доступ к любому изображению. Возможность работы со всеми изображениями в цифровой форме весьма привлекательна, а системы, выполняющие это, называются системами хранения и передачи изображения (СПХИ или СХПИ).

Рис.6 Система линейного сканирования для цифровой рентгенографии грудной клетки

5.2 Области применения и преимущества цифровых систем

К преимуществам цифровых рентгенографических систем относятся следующие четыре фактора: цифровое отображение изображения; пониженная доза облучения; цифровая обработка изображений; цифровое хранение и улучшение качества изображений.

Рассмотрим первое преимущество, связанное с отображением цифровой информации. Разложение изображения по уровням яркости на экране становится в полной мере доступным для пользователя. Весь диапазон оптических яркостей может быть использован для отображения лишь одного участка изображения, что приводит к повышению контраста в интересующей области. В распоряжении оператора имеются алгоритмы для аналоговой обработки изображения с целью оптимального использования возможностей систем отображения.

Это свойство цифровой рентгенографии также дает возможность снизить лучевую нагрузку на пациента путем уменьшения количества рентгенограмм для получения диагностической информации (той же полезности).

Цифровое отображение при его компьютерной обработке позволяет извлечь количественную и качественную информацию и таким образом перейти от интуитивно-эмпирического способа изображения к объективно измеренному.

Существенным преимуществам цифровой рентгенографии перед экранно-пленочным процессом являются простота и скорость получения изображения. Изображение становится доступным анализу врачом-рентгенологом в момент окончания экспозиции.

Второе преимущество цифровой рентгенологии - возможность снижения дозы облучения. Если в обычной рентгенологии доза облучения зависит от чувствительности приемника изображения и динамического диапазона пленки, то в цифровой рентгенологии оба этих показателя могут оказаться несущественными. Снижения дозы можно достичь установкой экспозиции, при которой поддерживается требуемый уровень шума в изображении. Дальнейшее уменьшение дозы возможно путем подбора такой длины волны рентгеновского излучения, которая обеспечивала бы минимальную дозу при данном отношении сигнал/шум, а также путем ликвидации любых потерь контраста с помощью описанных выше методов отображения цифровых изображений.

Особенная ценность применения цифровой рентгенографии заключается в возможности полного отказа от рентгеновской пленки и связанного с ней фотохимического процесса. Это делает рентгенологическое исследование экологически чище, а хранение информации в цифровом виде позволяет создать легкодоступные рентгеновские архивы. Новые количественные формы обработки информации открывают широкие возможности стандартизации получения изображений, приведения их к стандарту качества в момент получения и при отсроченных повторных исследованиях. Немаловажна открывающаяся возможность передачи изображения на любые расстояния при помощи средств компьютерных коммуникаций.

Приведенные соображения с достаточной наглядностью демонстрируют прогрессивность внедрения в практику цифровой рентгенографии, которая сможет перевести диагностическую рентгенологию на новый более высокий технологический уровень. Отказ от дорогостоящих расходных материалов обнаруживает и ее высокую экономическую эффективность, что в сочетании с возможностью уменьшения лучевых нагрузок на пациентов делает ее применение в практике особенно привлекательным.

Вывод

В этой работе представлены сведения об устройстве и работе компьютерной рентгеновской томографии, преимуществах и недостатках этого метода исследования органов и тканей. Также обращается внимание на преимущества цифровой компьютерной томографии над обычной, о её лучшей скорости и качестве при получении томограммы. Даны некоторые характеристики функциональных частей томографа.

Abstract

The present report is devoted to using x-rays in diagnostic systems. Description of x-rays apparatus and given some characteristics of such equipment is given.

Литература

1. Розенштраух Л.С. Невидимое стало зримым (успехи и проблемы лучевой диагностики). - М.: Знание, 1987.- 64 с.

2. Помозгов А.И., Терновой С.К., Бабий Я.С., Лепихин Н.М. Томография грудной клетки - К.:Здоровья,1992.- 288 с.

3. Верещагин Н.В., Брагина Л.К., Вавилов С.Б., Левина Г.Я. Компьютерная томография мозга - М.: Медицина,1986.-256 с.

4. Коновалов А.Н., Корниенко В.Н. Компьютерная томография в нейрохирургической клинике.- М.: Медицина,1988. - 346 с.

5. Физика визуализации изображений в медицине: В 2-х томах.

Т.1:Пер. с англ./Под ред. С. Уэбба.-М.: Мир,1991.- 408 с.

6. Антонов А.О., Антонов О.С.,Лыткин С.А.// Мед.техника.

7. Гребнев А.Л. Пропедевтика внутренних болезней - М.: Медицина, 2003

8. Линдербратен Л.Д., Королюк И.П. Медицинская радиология и рентгенология – М.: Медицина,1993

Компьютерный томограф - это прибор, принцип работы которого заключается в круговом просвечивании объекта рентгеновским излучением с последующим построением послойного изображения данного объекта при помощи быстродействующей ЭВМ.

Стоит сразу обратить внимание на тот факт, что компьютерная томография имеет целый ряд преимуществ по сравнению с обычными рентгенологическими методами исследования, но наиболее принципиальным преимуществом является возможность определения плотности тканей и сред организма при помощи денситометрии, за счет чего становится возможным процесс тонкого дифференцирования исследуемого субстрата, в качестве примера можно привести жидкую или свернувшуюся кровь, заполненную жидкостью кисту или опухоль, границы отека ткани и т. п. Также из достоинств компьютерной томографии можно отметить то, что данный метод исследования дает возможность установить локализацию и распространенность патологического процесса в определенном органе или же разных
тканях организма, проследить динамику различных патологических физиологических процессов и оценить результаты лечения.

Компьютерная томография позволяет осуществлять тонометрию исследуемых объектов при определенном планировании лучевой терапии, выбирать те или иные подходы и объем оперативного вмешательства, осуществлять сте-реотаксическую биопсию внутричерепных опухолей и многое другое.

Вообще идею послойного рентгенологического исследования впервые высказал в 1901 г. французский ученый Э. Бо-саж. Практическая разработка данного метода была осуществлена в Голландии Цидзес де Плантом - 1931 г. и в России В. И. Фемтистовым - 1935 г. Что же касается компьютерной томографии, то все математические принципы были обоснованы А. Кормаком уже в 60-х гг. XX в.

Первое официальное свидетельство о применении компьютерной томографии для исследования головы человека сделано Г. Н. Хаунсфилдом и К. Амброу-су в 1972 г. В 1974 г. Д. Ледли был создан первый компьютерный томограф для всего человеческого тела.

Каждый компьютерный томограф имеет сканирующее устройство, которое состоит из источника рентгеновского излучения, определенных детекторов , которые принимают излучение рентгена, и системы, обеспечивающей их перемещение. Также компьютерный томограф включает в себя систему преобразования регистрируемой детекторами информации, специализированную ЭВМ. Она производит необходимые для построения изображения вычисления по определенному алгоритму и систему записи и воспроизведения реконструированных изображений внутреннего строения достаточно тонких слоев объекта в поперечном сечении. Само сканирующее устройство современного компьютерного томографа представлено в виде круговой рамы, внутри которой установлены специальная вращающаяся рентгеновская трубка и расположенные кольцом многочисленные сцинтилляционные детекторы.
В процессе работы компьютерного томографа рентгеновская трубка вращается вокруг объекта или же какой-то области тела человека, находящейся внутри рамы сканера . Также при работе томографа тонкий коллимированный пучок рентгеновского излучения проходит через просвечиваемый слой под разными углами.

При прохождении пучка излучения через исследуемые ткани различной плотности интенсивность его ослабляется, изменение регистрируется детекторами, данные передаются для специальной обработки ЭВМ. Как известно, различные органы и ткани человека поглощают рентгеновское излучение в неравной степени, другими словами, они имеют различные коэффициенты поглощения. Именно благодаря ЭВМ устанавливается значение коэффициента поглощения рентгеновского излучения для каждой точки сканируемого слоя. После сложной обработки в ЭВМ компьютерного томографа всего массива коэффициентов поглощения в просвеченном слое машина выдает их в условной шкале целых чисел, причем величина коэффициента рентгеновского излучения водой принимается равной нулю. Масштаб шкалы плотностей выбран таким образом, что содержащиеся в организме человека ткани и среды находятся в диапазоне условных единиц от -1000 (что приравнивается к плотности воздуха) до +1000 (что приравнивается к плотности кости).

Для процесса визуализации изображения вычислительная машина выводит на экран телевизионного устройства величины поглощения рентгеновского излучения не только в определенных условных КТ-единицах, но может и преобразовывать их в градацию световой яркости, причем большим значениям плотности соответствует более светлое изображение, и наоборот. На экране компьютерного томографа одновременно воспроизводится 15-20 воспринимаемых человеческим глазом градаций серого изображения. Но при исследовании слоя или среды могут быть использованы специальные приемы денситометрии, а именно модуляция яркости, что дает возможность улавливать 0,5%-ное различие в коэффициенте поглощения.

Поглощенная доза рентгеновского излучения при компьютерной томографии в среднем не превышает 1-2 рад. В зависимости от того, каковы задачи исследования и размеры излучаемой области, производят различное количество поперечных срезов на разном расстоянии друг от друга. По тем данным, которые введены в память ЭВМ, могут быть реконструированы изображения боковой прямой, а иногда - и косых поперечных проекций изучаемой области.

Компьютерная томография осуществляется, как правило, в положении больного лежа на спине. Противопоказаний компьютерная томография не имеет, кроме индивидуальной непереносимости рентгеноконтрастных препаратов. Больные легко переносят данное исследование, поэтому его можно производить в амбулаторных условиях, а также в том случае, если исследуемый тяжело болен.

Современные компьютерные томографы позволяют определить слои толщиной от 2 до 10 мм при скорости сканирования одного слоя 2-5 с с моментальным воспроизведением изображения в черно-белом или цветном варианте. Изображение просвеченного слоя с телевизионного экрана может быть переснято фотокамерой моментального действия или же воспроизведено на обычной листовой рентгеновской пленке с помощью специального устройства, причем формат изображения можно произвольно изменять.
У совершенствованные компьютерные томографы третьего и четвертого поколений дают возможность производить компьютерную томографию как головы, так и всего тела, а также решать сложные диагностические задачи.

Магнитно-резонансный томограф

Магнитно-резонансный томограф - это прибор, предназначенный для рентгенологического исследования, принцип работы заключается в получении теневого изображения идеальных слоев исследуемых объектов, расположенных на разной глубине, за счет избирательного поглощения электромагнитного излучения. Это обусловлено переориентацией магнитных моментов атомных ядер, которые находятся в постоянном магнитном поле.

Магнитно-резонансный томограф включает в себя такие составляющие, как магнит - центральная часть томографа, создает то самое необходимое поле напряженностью до ЮТ и более; генератор радиочастотных колебаний для выработки необходимого потока электронов; приемник, который является пространством для помещения исследуемого; а также регистрирующее устройство. Запись спектров проводится двумя способами: через изменение величины магнитного поля с последующим созданием резонансных условий для разных линий в самом спектре магнитно-резонансного излучения либо через возбуждение резонанса сразу и одновременно во всей полосе спектра с помощью мощного радиочастотного импульса, что способствует достаточно резкому сокращению времени измерения.
В основе работы магнитно-резонансного томографа лежит явление ядерного магнитного резонанса. Само явление основано на том факте, что ядра атомов большинства химических элементов обладают определенным моментом количества движения и постоянным магнитным моментом, за исключением ядер, обладающих четным числом протонов и нейтронов. Если поместить в постоянное магнитное поле магнитный момент системы ядер подобно вращающемуся волчку, который выведен из вертикального положения, то движение данного магнитного момента по поверхности конуса будет осуществляться с вращением вокруг оси направления поля, данное явление получило еще одно название как прецессионное движение, причем данное вращение совершается с определенной частотой, которую можно вычислить, зная константу для каждого вида ядер, а также напряженность постоянного магнитного поля. Дальнейшее воздействие переменного электромагнитного излучения вместе с данной частотой на те ядра, которые находятся именно в постоянном магнитном поле, в основном приводит к избирательному, или резонансному, поглощению всей энергии электромагнитного излучения и, как следствие, к получению сигнала магнитного резонанса.

Ядрам соответствуют разнообразные частоты резонанса, которые в основном находятся в пределах от единиц до нескольких сотен мегагерц в тех магнитных полях, напряженность которых составляет порядка 1-10 Т. Как правило, данную область частот относят к радиочастотному диапазону электромагнитных волн, за счет чего магнитный резонанс считается одним из методов радиоспектроскопии.

В итоге применение магнитного резонанса для структурного исследования основано на том, что, кроме внешнего магнитного поля, на само ядро в веществе действуют и различные внутренние поля. За счет их влияния происходит сдвиг частоты резонанса и расщепление на несколько или же множество резонансных линий, другими словами, за счет действия внутренних полей происходит образование спектра магнитного резонанса и изменение формы линии времени релаксации. А изучение спектров магнитного резонанса в свою очередь позволяет определить некоторые выводы о химической и пространственной структуре различных веществ, даже не производя химического анализа данного объекта.

Таким образом, картину пространственного распределения отдельных видов молекул в организме получают именно при помощи магнитно-резонанс-ного томографа. При этом происходит создание за счет последовательно приложенных градиентов магнитного поля по разнообразным направлениям такого распределения магнитного поля, чтобы именно в данный момент различным элементам объема в пределах одного изучаемого сечения соответствовали свои определенные, характерные для их местоположения частоты резонанса.

Изменение градиентов во времени и специальная обработка всех результатов измерений осуществляется с помощью ЭВМ, что позволяет получить определенную пространственную картину распределения молекул, которые могут содержать различные атомы водорода или фосфора. Также необходимо обратить внимание, что при регистрации магнитно-резонансного изображения амплитуда самого резонанса в каждом элементе объема может быть выражена посредством интенсивности освещения или в цветовой шкале.
Таким образом, кровеносные сосуды при магнитно-резонансной томографии выглядят достаточно темными вследствие оттока крови из исследуемого объекта за все время измерения. В случае с магнитным моментом ядер в различных элементах объема может быть измерено время релаксации (расслабления), в частности по уменьшению амплитуды резонанса, которая не успевает полностью восстановиться при достаточно большой частоте следования импульсов. Это способствует увеличению контрастности в изображениях различных тканей, что широко используется в медицинской практике, например для различения изображения серого вещества мозга и белого вещества или опухолевых клеток и здоровых.
Сам метод магнитно-резонансной томографии нашел широкое применение в медико-биологических исследованиях, поскольку имеет огромное количество достоинств, в частности одним из преимуществ данного метода является его высокая чувствительность в изображении мягких тканей, а также достаточно высокая разрешающая способность вплоть до долей миллиметра. И при помощи магнитно-резонансного томографа можно получить изображение исследуемого объекта абсолютно в любом сечении. Именно на этой основе могут быть реконструированы объемные изображения отдельных органов.

Стоит отметить, что получение изображения с помощью данного метода может быть синхронизировано с определенными циклами физиологических процессов, что также имеет немаловажное значение в медико-биологических исследованиях. Помимо всего вышеперечисленного, магнитно-резонансную томографию применяют для установления структуры биологически активных веществ и изучения механизмов их действия. По спектрам магнитного резонанса можно определить особенности структуры биополимеров в водной среде и ее изменения при их взаимодействии с субстратом и биологически важными веществами.
Еще спектры применяются для анализа липидного состава мембран, их фазового состояния, взаимодействия липидов с белками и другими веществами для определения положения в мембранах различных необходимых соединений, проницаемости мембран, состояния и количественной характеристики разных ионов в клетках, для определения продуктов биологических реакций. При помощи метода магнитно-резонансной томографии появилась возможность измерять количество АТФ и других макроэргических соединений и их изменения непосредственно в организме исследуемого. Но наиболее важной особенностью метода является низкая энергия используемых в магнитно-резонансных томографах излучений, что существенно снижает их вредное воздействие на организм человека. Данная особенность значима для таких наук, как медицина и биология.

(КТ) представляет собой один из современных методов лучевой диагностики, в основе которого лежит использование

рентгеновского излучения

. Результатом работы

компьютерного томографа

является цифровое (дигитальное) изображение поперечного сечения исследуемого объекта. С 70-х годов КТ стала рутинной методикой лучевого исследования головы, живота и таза. В последнее десятилетие КТ находит все большее применение в диагностике заболеваний органов дыхания. Сущность метода заключается в поперечном сканировании объекта тонким рентгеновским пучком с последующей регистрацией ослабленного излучения специальными детекторами, преобразовании его в цифровую информацию и синтеза двухмерного полутонового изображения. В современных КТ установках выделяют несколько узлов:

генератор высокого напряжения; гентри (gantry - англ, станина), в котором расположены рентгеновская трубка и детекторы; стол-транспортер; электронно-вычислительная машина; консоль для управления процессом сканирования; средства для архивации изображения (оптические и лазерные диски и др.).

ТИПЫ КТ УСТАНОВОК

В системах первого и второго поколений, ротационно-трансляционных, рентгеновская трубка и несколько детекторов жестко укреплены на прямоугольной раме. В процессе исследования рама первоначально движется поперек тела пациента, поскольку ширина пучка рентгеновских лучей недостаточна для охвата всего поперечного сечения объекта исследования. По окончании линейного (трансляционного) движения трубки рама совершает поворот (ротацию) на 1 градус и цикл повторяется вновь. Всего производится 180 циклов трансляционно-ротационного движения. Такие аппараты могут применяться только для исследования неподвижных объектов, прежде всего головы, и в настоящее время практически не используются. В системах третьего поколения сканирование объекта осуществляется широким веерообразным пучком

рентгеновских лучей

, который полностью перекрывает тело пациента. Количество детекторов увеличено до 250 — 1000. При выполнении

компьютерной томограммы

рентгеновская

трубка и расположенные напротив нее детекторы вращаются вокруг пациента на 360 градусов. Цикл сканирования не превышает 5 — 8 секунд, а в современных аппаратах уменьшен до 0,75 — 3,0 секунд. Это позволяет уменьшить влияние пульсирующих сосудов и движущихся органов (сердца, диафрагмы, желудка, кишечника) на конечное изображение и проводить полноценные исследования всего тела. В системах четвертого поколения детекторы жестко укреплены по всей окружности рамы сканирующего устройства, внутри которой вращается только рентгеновская трубка. В результате время сканирования уменьшается до 0,5 — 3,0 секунд. По основным параметрам системы третьего и четвертого поколения примерно равны между собой. Вместе с тем, неподвижность детекторов в установках четвертого поколения создает более благоприятные условия для сканирования, уменьшает количество артефактов, что и определяет преимущества этого типа аппаратов. В системах пятого поколения функцию рентгеновской трубки выполняет компактный линейный ускоритель. В нем происходит ускорение электронов, формирование и пространственная ориентация электронного пучка. Анод и детекторы закреплены вдоль внутренней поверхности рамы, вокруг пациента. При торможении электронов у анода возникает

рентгеновское

излучение, которое фильтруется и коллимируется.

Рентгеновский

луч при этом приобретает типичную веерообразную форму. Скорость вращения пучка электронов и, следовательно,

рентгеновского

луча вокруг пациента составляет тысячные доли секунды. Это позволяет получать до 10 — 20 изображений в секунду и наблюдать КТ картину в реальном масштабе времени. Технология сканирования определяется характером перемещения источника излучения и объекта исследования в процессе исследования. В настоящее время существуют две принципиально различных технологии: обычная (традиционная) и спиральная.

Традиционная КТ

Обычная технология сканирования, или традиционная КТ, предполагает обязательную остановку

рентгеновской

трубки после каждого цикла вращения. Это необходимо для того, чтобы установить ее в исходное положение перед следующим циклом сканирования. В этот момент стол с пациентом передвигается на необходимое расстояние, называемое шагом стола (table feed), для получения следующей томограммы. При исследовании груди и живота временной промежуток между циклами вращения

рентгеновской

трубки необходим также для того, чтобы пациент мог сделать вдох или выдох, а затем задержать дыхание на период сканирования. Процесс сканирования в этом случае является дискретным, фрагментарным и разделен на отдельные циклы, равные одному обороту рентгеновской трубки вокруг объекта. Такой тип исследования часто обозначается как последовательный (sequence mode) или прирастающий (incremental СТ). Величина шага стола колеблется в пределах 1 — 20 мм и выбирается оператором в зависимости от задач конкретного исследования. Расположение каждой

томограммы

вдоль продольной оси сканирования всегда точно соответствует положению источника излучения и направлению пучка рентгеновских лучей. Поэтому шаг стола может быть определен и как расстояние между

томографическими срезами

(interscan interval). В последовательной

КТ

понятия шаг стола и расстояние между

томографическими срезами

являются синонимами. Программы, которые предполагают остановку

рентгеновской

трубки перед каждым циклом вращения с одновременной реконструкцией изображения на экране монитора обычно обозначаются как «scan and view» — сканирование и изображение. Такая форма исследования существенно удлиняет диагностическую процедуру. Время между циклами сканирования оказывается значительно больше времени самого сканирования. В результате длительность исследования крупных анатомических областей, например груди или живота, составляет 15-25 мин. Это может иметь существенное негативное значение при исследовании детей, больных в тяжелом состоянии, в том числе с дыхательной или сердечной недостаточностью. Значительное ускорение процесса сканирования. В современных аппаратах для традиционной КТ созданы условия для выполнения одной или нескольких серий

томограмм-кластеров

(claster — англ. группа), обычно включающих от 3 до 6 срезов в каждой серии. При этом

рентгеновская

трубка по-прежнему останавливается перед каждым новым циклом, но реконструкция изображений на экране монитора происходит только после окончания всей серии. Время между циклами вращения трубки и, следовательно, общее время сканирования уменьшается. Такая программа обычно обозначается как ((scan and scan» и обычно используется при выполнении ангиографических процедур, исследовании детей и пациентов в тяжелом состоянии. При исследовании тела (грудь и живот) традиционная технология КТ имеет еще один существенный недостаток. Необходимость задержки дыхания перед каждым циклом сканирования приводит к появлению несоответствия прилежащих

томографических срезов

, поскольку глубина вдоха или выдоха каждый раз различается. Это обстоятельство может привести к пропуску небольших патологических образований, например метастазов в легких или печени. Кроме того, двухмерные реформации в других плоскостях, отличных от аксиальной, и трехмерные преобразования

томограмм

оказываются неинформативными.

Спиральная КТ

Новая концепция сканирования, названная спиральной КТ, используется в клинической практике начиная с 1990 года. В англоязычной литературе используется несколько терминов для обозначения этой технологии — spiral СТ, helical СТ, volumetric СТ. Каждый из них подчеркивает наиболее существенные особенности этой технологии. Спиральное сканирование заключается в одновременном выполнении двух процедур: непрерывного вращения

рентгеновской

трубки (пучка электронов в установках пятого поколения) вокруг объекта и непрерывного поступательного движения стола с пациентом. В этом случае траектория пучка

рентгеновских

лучей, спроецированная на тело пациента, приобретает форму спирали. Максимально возможная длина такой спирали вдоль продольной оси определяется мощностью

рентгеновской

трубки и теплоемкостью ее анода. Технология спиральной КТ реализуется на установках третьего, четвертого и пятого поколений. Основные преимущества спиральной КТ заключаются в следующем:

1. Значительное ускорение процесса сканирования. 2. Принцип объемного сканирования, позволяющий получить непрерывный объем данных при исследовании выбранной анатомической области.

Сканирование одной анатомической области может быть проведено в течение 15-20 секунд. Это позволяет увеличить пропускную способность отделения, создать более комфортные условия для исследования новорожденных и детей, больных, находящихся в тяжелом состоянии, в том числе в раннем посттравматическом и послеоперационном периоде, при выраженной дыхательной или сердечной недостаточности. Однако наиболее важным следствием быстрого сканирования является возможность проведения эффективных ангиографических исследований. При быстром внутривенном введении водорастворимого контрастного вещества, обычно через локтевую вену, сканирование удается осуществить в момент прохождения его по крупным сосудам. В результате собственно КТ исследование дополняется полноценной ангиографией, но без сложных инвазивных вмешательств. В настоящее время

КТ ангиография

широко используется для оценки состояния крупных сосудов, таких как аорты и ее ветви, легочные артерии, вены. Возможность сканирования груди в течение одной задержки дыхания имеет и еще одну важную особенность. Получаемые изображения не зависят от неодинаковой глубины вдоха или выдоха. Этот недостаток, присущий традиционной технологии КТ, является причиной возможного пропуска патологии, например, небольших округлых образований или одиночных очагов в легких. Вторым преимуществом спиральной КТ является принцип объемного или непрерывного сканирования выбранной анатомической области. Эта создает совершенно новые возможности для постпроцессорной обработки полученных данных, в частности для преобразования аксиальных

томограмм

в многоплоскостные реформации и трехмерные изображения. Результаты

КТ

исследования в этом случае становятся более наглядными, демонстративными, доступными не только для специалистов-

рентгенологов

, но и для лечащих врачей. Высокоинформативные многоплоскостные реформации, получаемые при спиральной КТ, устранили важнейший недостаток метода — ограничение диагностических изображений только аксиальной проекцией и максимально сблизили возможности

КТ

и

МРТ

. Процесс сканирования при спиральной КТ описывается тремя взаимосвязанными параметрами: толщиной пучка

рентгеновского

излучения, скоростью вращения осуществляется непрерывно, не дискретно, термин «шаг стола» (table feed) заменен понятием «шаг или смещение стола за один оборот» (table feed per rotation). Количество оборотов, которое совершает источник излучения на заданном расстоянии, прямо пропорционально скорости вращения

рентгеновской

трубки и обратно пропорционально скорости смещения стола. Соотношение скорости смещения стола в процессе сканирования и скорости вращения

рентгеновской

трубки. определяет форму спирали. Однако конечный результат сканирования определяется не только формой спирали, ее «растяжением» вдоль продольной оси, но и толщиной пучка

рентгеновского

излучения. Поэтому более точной и полной характеристикой спирального сканирования является понятие «шаг спирали» или «наклон спирали» — pitch. Шаг спирали представляет собой отношение смещения стола за один оборот

рентгеновской

трубки (table feed per rotation) к толщине пучка

рентгеновского

излучения (slice collimation). pitch (р) = table feed реr rotation (тт) I slice collimation (mm) = d/s Например, если толщина

томографического

слоя составляет 8 мм, а смещение стола за один оборот — 12 мм, то показатель шага спирали будет равен 1,5. В спиральной КТ шаг спирали может изменяться от 0,5 до 2. Чем больше величина шага спирали, тем быстрее осуществляется сканирование при равной толщине

томографического

слоя и протяженности зоны сканирования. Шаг спирали представляет собой безразмерную величину или индекс. Поскольку шаг спирали является производной от двух исходных показателей, его значение не указывается в программном обеспечении большинства аппаратов. Но конечный протокол сканирования может быть выражен двумя основными параметрами — толщина слоя (s) и шаг спирали (р). Помимо последовательной и спиральной технологии в программном обеспечении современных аппаратов принято выделять динамическое сканирование и мультисканирование. Динамическая КТ предполагает выполнение

томограмм

на одном уровне через определенные, заранее заданные временные интервалы. Эта технология используется для оценки денситометрических показателей в процессе накопления контрастных веществ в тканях или сосудах, а также для проведения функциональных исследований легких, сердца и некоторых других органов. Мультисканирование заключается в получение

томограмм

на одном уровне при спиральной КТ, т.е. без временного интервала между ними. Эта технология позволяет получать изображения практически в реальном масштабе времени и обычно применяется для проведения инвазивных процедур под контролем КТ.

Проекционные данные Совокупность исходных коэффициентов ослабления составляют так называемые сырые данные (raw data) или проекционные данные (projection data). Количество проекций обычно составляет 360. Это означает, что в течение одного цикла сканирования (одного оборота источника излучения вокруг объекта) детекторы воспринимают

рентгеновское

излучение 360 раз, при смещении источника на каждый последующий градус окружности. Чем больше количество проекций, тем выше разрешающая способность вдоль поперечной плоскости сканирования и больше время сканирования. Увеличение количества проекций до 720 используют при необходимости повышения разрешающей способности, например при высокоразрешающей КТ. Уменьшение количества проекций до 180...240 (половинный скан, неполный скан) применяют для максимального ускорения процесса сканирования, обычно при выполнении ангиографических исследований. В наиболее совершенных аппаратах третьего и четвертого поколения минимальное время сканирования составляет 0,5...0,75 сек. Однако, чем более совершенной является установка и ее программное обеспечение, тем больше количество используемых проекций за это минимальное время. NB! Именно использование множества проекций при получении одного изображения принципиально отличает КТ от всех остальных

рентгенологических

, в том числе цифровых методик. На

рентгеновском

снимке изображение возникает в результате прохождения лучей в одном направлении (проекции). При этом происходит суммация, взаимное наложение составных частей исследуемого объекта. Этот эффект может быть уменьшен с помощью обычной

томографии

. Однако и в этом случае сказывается влияние анатомических структур, расположенных выше и ниже выделяемого томографического слоя. Изображение при КТ лишено суммационного эффекта. На его формирование не оказывают влияния число, форма, объем и взаимное расположение тканей, через которые проходят

рентгеновские

лучи. Это обстоятельство существенно увеличивает объем информации, содержащейся в каждой

компьютерной томограмме

по сравнению с обычной

рентгенограммой

или

томограммой

. Анализ изображения Анализ

компьютерно-томографического

изображения направлен на оценку состояния органов и тканей исследуемой области и выявления в них патологических изменений. Изучение

компьютерных томограмм

проводится с использованием различных электронных окон. Анализ изображения может быть структурным (анатомическим) и сенситометрическим. Шкала Хаунсфилда Электронная матрица является основой для формирования изображения поперечного сечения объекта исследования. Такое изображение может быть представлено в двух видах: как полутоновая картина, состоящая из различных оттенков серого цвета, или как таблица распределения абсолютных значений коэффициентов ослабления. В первом случае результат сканирования выводится на монитор, где каждому пикселю присваивается определенный оттенок серой шкалы в зависимости от величины коэффициента ослабления. Низким значениям соответствуют более темные участки, высоким — более светлые. Поэтому на

компьютерных томограммах

, как и на рентгенограммах, воздух изображается в виде участков темного (черного) цвета, мягкие ткани и кровеносные сосуды — серого, кости — светло серого или белого. Вычисленные коэффициенты ослабления

рентгеновского

излучения выражаются в относительных величинах, так называемых единицах Хаунсфилда (Hounsfield units, HU). Единицы Хаунсфилда образуют шкалу, в которой за ноль принят коэффициент ослабления воды, а нижняя граница (-1000 HU) соответствует коэффициенту ослабления воздуха. Верхняя граница шкалы вариабельна, так как она соответствует коэффициенту ослабления кортикального слоя кости. Этот показатель определяется разрешающей способностью аппарата и может достигать +1000...+40000 HU. Наибольшие значения коэффициентов ослабления регистрируются в пирамидах височной кости. Значения плотности для большинства паренхиматозных органов составляют +30...+70 HU, крови в сосудах и камерах сердца — в пределах +40...+45 НУ, жировых тканей — от -30 HU до -100 HU. Теоретически эти условные числа должны быть прямо пропорциональны коэффициентам ослабления. Однако точность измерений сильно страдает от неточностей и несоответствий, вызываемых разнообразными артефактами. Поэтому для диагностических целей единицы Хаунсфилда необходимо использовать с осторожностью.

NB! Возможность не только визуально изучать исследуемый объект, но и проводить прямой денситометрический анализ с измерением коэффициентов ослабления в единицах Хаунсфилда является существенным преимуществом КТ по сравнению с обычным рентгенологическим исследованием. При анализе рентгеновских снимков денситометрия также возможна, однако она является непрямой, опосредованной, и основана на сопоставлении степени почернения рентгеновской пленки интересующей области и выбранного эталона, например, алюминиевого клина. Помимо собственно полутонового изображения, числовые значения коэффициентов ослабления могут быть представлены в виде таблицы на экране монитора или на бумаге после их распечатки с помощью принтера. Изучение пространственного распределения абсолютных значений коэффициентов ослабления иногда применяется для уточнения обычных денситометрических показателей, в частности при выявлении обызвествлении в патологических образованиях.

Электронные окна

Изображение поперечного среза на экране монитора представляет собой распределение различных оттенков серой шкалы, соответствующих определенным значениям коэффициентов ослабления. Вычислительная машина КТ установки способна различить от 2 до 40 тыс. значений коэффициентов ослабления, однако воспроизвести все эти значения на экране монитора невозможно. Глаз человека обычно воспринимает до 16 — 20 градаций серого цвета. Поэтому на экране монитора вся гамма серого цвета объединена в 16 ступеней, каждая из которых включает до 130 и более оттенков. Соотношение числовых значений коэффициентов ослабления и оттенков серой шкалы регулируется с помощью электронных окон. Окном (Window) называют определенную часть шкалы Хаунсфилда, которой соответствует перепад величины яркости экрана от белого до черного. Ширина окна (Window Width, WW) — это величина разности наибольшего и наименьшего коэффициента ослабления, отображаемых данным перепадом яркости от белого до черного цвета. Уровень окна (Window Level, WL) — это величина коэффициента ослабления, соответствующая середине окна. Изменение уровня окна дозволяет перемещать его в сторону больших или меньших значений чисел Хаунсфилда. Ширина и уровень окна выбираются оператором, исходя из условий наилучшего изучения определенной группы тканей. Так, коэффициенты ослабления большинства мягких тканей (кожных покровов, мышц, сухожилий), паренхиматозных органов, лимфатических узлов и кровеносных сосудов находятся в пределах +30...+70 HU. Жировая клетчатка имеет более низкую плотность (-30...-120 HU). При изучении на компьютерных томограммах этих структур, а также патологических образований в грудной полости, жидкости в плевральных полостях, безвоздушных участков легочной ткани, необходимо использовать относительно узкое окно (350...500 HU) при уровне окна +35...+45 HU. Такое окно условно обозначается как мягкотканое (window). Коэффициенты ослабления собственно легочной ткани составляют -850...-750 HU. Воздух в просветах крупных бронхов имеет существенно меньшую плотность (-1000 HU), в то время как кровь в сосудах легких — значительно большую (в среднем +40 HU). Для получения оптимального изображения легочной ткани с содержащимися в ней сосудами, бронхами, листками плевры и другими «мягкоткаными» структурами ширина окна должна быть увеличена до 800 — 2000 HU, а уровень окна смещен в сторону низких значений коэффициентов ослабления (-300...-800 HU). Такие параметры характерны для легочного и плеврального окон.

КТ - это метод исследования, использующий рентгеновское излучение для создания поперечных томографических изображений. Рентгеновские лучи возникают в рентгеновской трубке и коллимируются в веерообразный или конусообразный пучок, который проходит через объект от источника излучения к приемнику излучения (рис. 1).

Рис. 1. Принцип работы сканера мультиспирального компьютерного томографа. Вращающаяся рентгеновская трубка производит конусовидный пучок лучей, который проходит через пациента, находящегося в гентри. Ослабленные рентгеновские лучи собираются множественными рядами детекторов.

После частичного поглощения и рассеяния остающиеся рентгеновские лучи регистрируются детекторами на противоположной стороне сканера (рис. 2). Профиль ослабления, зарегистрированный детекторами, является результатом суммарного ослабления излучения тканями. Собирая большое количество профилей ослабления при вращении трубки и детекторов, можно вычислить вклад ослабления рентгеновского излучения локального участка ткани в поперечном сечении. Минимальное количество профилей, требуемых для выполнения этого вычисления, получают при вращении рентгеновской трубки и датчиков на 180°. Количественно степень ослабления излучения в КТ, выраженная в единицах Хаунсфилда (HU), может быть вычислена следующим образом:

где μtissue - коэффициент ослабления ткани; μwater - коэффициент ослабления воды.

Рис. 2. Принцип работы компьютерного томографа. Многократные профили ослабления от различных углов получены во время вращения системы датчика и рентгеновской трубки на 180 градусов. В случае спиральной компьютерной томографии профили ослабления интерполируются по продольной оси, создавая полные наборы данных для каждого аксиального среза. Аксиальные изображения создаются из интерполированных наборов данных, используя алгоритм обратных проекций.

По определению, относительная рентгеновскакя плотность воды составляет 0 HU, у воздуха (слабое ослабление) относительная рентгеновская плотность составляет около -1000 HU. Кость, так же как металл (высокое ослабление), имеет относительную рентгеновскую плотность более 1000 HU и будет отображаться на экране монитора белым цветом; ткани с низким ослаблением, такие как воздух или легкие, будут черными. У мягких тканей относительная рентгеновская плотность может достигать 150 HU, у жировой ткани - ниже 0.

Относительная рентгеновская плотность крови после контрастного усиления должна быть около 200-500 HU. В матрице изображения заранее определенного размера (512×512 или 1024×1024) каждый элемент (пиксель) отражает среднее значение рентгеновской плотности ткани в этой локализации, которое может быть показано с использованием шкалы яркости. Поскольку человеческий глаз может дифференцировать только ограниченное количество оттенков серого, параметры электронного окна должны быть настроены таким образом, чтобы показать и дифференцировать интересующие структуры (рис. 3).

Рис. 3. Аксиальная компьютерная томограмма груди. Аксиальное изображение груди на уровне левой главной венечной артерии. Одно и то же изображение показано с использованием "легочного" окна (используется для оценки паренхимы легкого, А) и "кардиального" окна (используется для оценки сердечных структур, Б). Изображение показано таким образом, как будто мы смотрим на пациента со стороны ног.

Dudley J. Pennell, Udo P. Sechtem, Sanjay Prasad и Frank E. Rademakers

Магнитно-резонансная томография сердца