Принципы работы томографов. КОМПЬЮТЕРНАЯ ТОМОГРАФИЯ
1.1 История открытия и развитие метода компьютерной томографии.
Становление и развитие рентгеновской компьютерной томографии (КТ) связано с
фундаментальными исследованиями по математической реконструкции объекта из
набора множественных проекций.
В 1962 году E.Kuhl и P.Edwards ,использовав в качестве источника излучения
радиоактивный 131I, произвели математическую реконструкцию для получения
трансаксиального изображения черепа. Результаты этих исследований в дальнейшем
легли в основу разработки аппаратов для эмиссионной компьютерной томографии.
В 1963 году А. Кормак в университете Тафта (США) разработал математический метод
реконструкции головного мозга с помощью рентгеновского излучения.
Аналогичные исследования, независимо от А. Кормака, проводились G.N Housnsfild
(1967 -1971) в лаборатории фирмы "EMI".На основании этих разработок в 1970 году
был сконструирован первый рентгеновский компьютерный томограф для исследования
головного мозга. Клинические испытания компьютерного томографа, проведенные в
госпитале Aktinson Motley совместно с нейрорентгологом J.A Ambrose (1961),
показали возможность не только получения изображения головного мозга, но и
определения опухолевого очага и его взаимоотношения с окружающими участками
мозга.
Первые результаты экспериментальных исследований по применению компьютера для
исследования головного мозга в 1972 г были доложены доктором J.A Ambrose на
ежегодном конгрессе британских радиологов. И уже на следующий год компьютерный
томограф стал функционировать в клинике Меуо (США). Убедительные результаты,
полученные при использовании КТ в диагностике поражений головного мозга,
послужили стимулом для создания КТ для исследования всего тела. Через два года
R.S. Lidley (1974) в национальном биомедицинском научном центре Джортауновского
университета разработал новый вариант компьютерного томографа для исследования
всего тела. Эта установка, названная АСТА-сканер (Automatic Computerized
Transverse Aksilar Scanner) начала серийно выпускаться фирмой "Phizer medical
system" (США). Клинические испытания аппарата, проведенные в медицинском
госпитале университета Миннесота (1975), показали широкие возможности КТ в
выявлении поражений головного мозга и различных паренхиматозных органов
человека. Создание компьютерных томографов явилось крупным достижением науки и
техники, свидетельством чему служит присуждение Нобелевской премии 1979 г. по
медицине и биологии ученым Cormak A. (США) и Hanusfild G. (Великобритания) за
разработку и конструирование рентгеновского компьютерного томографа.
Успехи, достигнутые с помощью КТ в диагностике различных заболеваний,
способствовали быстрому техническому совершенствованию аппаратов и значительному
увеличению числа их моделей. В 1980 г. только в США было зарегистрировано 2030
томографов, количество их в развитых странах (США, Япония, ФРГ, Швеция и др.)
составляет от 18 до 22 аппаратов на 1 млн. населения.
В нашей стране первый КТ для исследования головы был разработан в НИИ кабельной
промышленности Минэлектротехпрома СССР (1985) совместно с НИИ неврологии АМН
СССР.
Быстрое техническое совершенствование КТ значительно повысило эффективность и
разрешающую способность метода в диагностике различных заболеваний и сократило
время сканирования пациентов. В течение 4-6 лет крупными фирмами США, Франции,
Англии, ФРГ ,Японии были созданы и поступили в серийное производство три
поколения рентгеновских компьютерных томографов. Если компьютерные томографы 1
поколения имели только один детектор и время сканирования одного среза толщиной
20- 30 мм составляло 5-6 мин, то томографы 2-го поколения были оснащены 16-60
детекторами и время сканирования одного среза сократилось до 2-3 мин.
Качественный скачок претерпели компьютеры 3 и 4 поколений. При наличии от 512 до
1400 детекторов и ЭВМ большой емкости время сканирования одного среза (2-8 мм)
уменьшилось до 2-5 с, что практически позволило исследовать все органы и ткани
организма.
Новым достижением в конструкции компьютерных томографов явилось создание
"спиральной" КТ, что позволяет на основе непрерывной ротации рентгеновской
трубки и движения стола добиться увеличения скорости исследования, повышения
разрешающей способность и улучшения качества изображения.
В настоящее время крупные фирмы в США ("Picker", "General Electric") и Германии
("Siemens" и "Philips Medical Systems") начали серийное производство спиральных
КТ. Компьютеры этого класса позволяют проводить объемное непрерывное
сканирование в пределах 30-40 см анатомического пространства при задержке
дыхания, что обеспечивает четкое дифференцирование минимального патологического
очага (опухоли метастазы и др.), определение состояния печеночных протоков с
оптимальным использованием контрастного вещества.
Проведение с помощью спирального КТ ангиографии с внутривенным введением
контрастного вещества и возможность получения трехмерного изображения сосудов
открывают широкие возможности изучения патологии сосудистой системы (аневризмы
аорты, стеноз почечных артерий, сосудистые анастомозы, наличие внутрисосудистых
бляшек и состояния кровообращения головного мозга).
1.2 Физические и технические основы томографии
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 неподвижном объекте исследования. Рентгеновский излучатель и
кассетодержатель 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.
Рисунок 1 Принцип образования послойного изображения
Как показано на рис.1, 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. Доказано, что геометрическим местом точек, проекции которых при
движении системы неподвижны относительно пленки, является плоскость,
параллельная плоскости пленки и проходящая через ось окончания системы. 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. В томографах с
траекториями дуга-дуга, дуга-прямая геометрическим местом точек, проекции
которых при движении системы неподвижны относительно пленки, является плоскость,
параллельные плоскости пленки и проходящая через ось качания системы; выделяется
слой также плоской формы. Из-за более сложной конструкции эти томографы получили
меньшее распространение.
Описанные выше аппараты относятся 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.
За угол поворота (качания) трубки 2j в таких томографах принимают угол ее
поворота из одного крайнего положения в другое; перемещение трубки от нулевого
положения равно j.
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.
Вследствии 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 млн 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. [№ 3, стр.
10-13]
1.3. Получение компьютерной томограммы
Получение компьютерной томограммы (среза) головы на выбранном уровне
основывается на выполнении следующих операций: 1) формирование требуемой ширины
рентгеновского луча (коллимирование); 2) сканирование головы пучком
рентгеновского излучения, осуществляемого движением (вращательным и
поступательным) вокруг неподвижной головы пациента устройства "излучатель -
детекторы"; 3) измерение излучения и определение его ослабления с последующим
преобразованием результатов в цифровую форму; 4) машинный (компьютерный) синтез
томограммы по совокупности данных измерения, относящихся к выбранному слою; 5)
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 240о, останавливаясь через каждые 3о 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 размером 160х160.
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., спинно-мозговой 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, различаемые человеческим глазом. На каждую ступень,
таким образом, приходится около 130 ед.Н.
Для полной реализации высокой разрешающей способности томографа по плотности в
аппарате предусмотрены средства управления так называемой ширины окна и его
уровня (положения), чтобы дать рентгенологу возможность анализировать
изображение на различных участках шкалы коэффициентов поглощения. Ширина окна -
это величина разности наибольшего и наименьшего коэффициентов поглощения,
соответствующая указанному перепаду яркости. Положение или уровень окна (центр
окна) - это величина коэффициентов ослабления, равная середине окна и выбираемая
из условий наилучшего выявления плотностей интересующей группы структур или
тканей. Важнейшей характеристикой является качество получаемого изображения.
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 - 1,5х1,5 мм), второй равен 5 ед.Н. (0,5%). В
соответствии с этими характеристиками теоретически можно различать элементы
изображения размером 1,5х1,5 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. [№ 4, стр. 16-19]
1.4 Усиление контрастности
Для получения более четкого изображения патологически измененных участков в
головном мозге применяют эффект усиления контрастности, который достигается
внутривенным введением рентгеноконтрастного вещества. Увеличение плотности
изображения на компьютерной томограмме после внутривенного введения контрастного
вещества объясняется внутри- и внесосудистыми компонентами. Внутрисосудистое
усиление находится в прямой зависимости от содержания йода в циркулирующей
крови. При этом увеличение концентрации на 100 мг йода в 100 мл обусловливает
величины абсорбции на 26 ед.Н. (ед.Н. - единицы Хаунсфильда или числа
компьютерной томографии). При компьютерно-томографических измерениях венозных
проб после введения 60% контрастного вещества в дозе 1 мл на кг массы тела,
плотность потока повышается в среднем в течение 10 мин после инъекции,
составляет 39,2 плюс-минус 9,8 ед.Н. 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%.
Нормальное увеличение плотности мозга на компьютерной томограмме после введения
контрастного вещества связано с внутрисосудистой концентрацией йода. Можно
получить изображение сосудов диаметром до 1,5 мм, если уровень йода в крови
составляет примерно 4 мг/мл и при условии, что сосуд расположен перпендикулярно
к плоскости среза. Наблюдения привели к выводу, что контрастное вещество
накапливается в опухолях. [рис.2]
Рис 2. Пример КТ снимка, полученного в программе CTsoft