Респираторная медицина. Руководство (в 2-х томах)
Шрифт:
Принято выделять две основные технологии сканирования: пошаговую (последовательную, аксиальную) и спиральную (объемную). Пошаговая технология сканирования 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, 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 следующий период сканирования. Процесс сканирования в этом случае является дискретным, фрагментарным и разделен на отдельные циклы, равные одному обороту рентгеновской трубки вокруг объекта. Исследование груди при пошаговом сканировании может занимать 10 - 20 мин в зависимости от типа аппарата.
Новая концепция сканирования, названная спиральной КТ, используется в клинической практике с 1990 г. В англоязычной литературе используется несколько терминов для обозначения этой технологии - spiral CT, helical CT, volumetric CT. Каждый из них подчеркивает наиболее существенные особенности этой технологии. Спиральное сканирование заключается в одновременном выполнении двух действий: непрерывного вращения источника излучения вокруг объекта и непрерывного поступательного движения стола с пациентом через окно гентри. В этом случае траектория пучка рентгеновских лучей, проецируемая на тело пациента, приобретает форму спирали (рис. 5-21).
path: pictures/0521.png
Рис. 5-21. Схема спиральной КТ.
Основное преимущество спиральной КТ заключается в значительном ускорении процесса сканирования, поскольку отсутствуют временные интервалы между отдельными циклами вращения рентгеновской трубки. Сканирование одной анатомической области на установках третьего или четвертого поколения может быть проведено в течение 15 - 25 с.
Другим важным преимуществом спирального сканирования является возможность проведения эффективных ангиографических исследований. При быстром внутривенном введении йодсодержащего 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 виде проведения внутрисосудистых катетеров и общей анестезии. В настоящее время КТ-ангиография широко используется для оценки состояния крупных сосудов грудной полости, в том числе аорты и ее ветвей, легочных артерий, системных вен.
Принцип объемного или непрерывного сканирования создает совершенно новые возможности для постпроцессорной обработки полученных данных, в частности для преобразования аксиальных томограмм в многоплоскостные реформации и трехмерные изображения. Получаемые изображения не зависят от различной глубины вдоха или выдоха пациента, а возможности построения томограмм с частичным взаимным наложением сводят к минимуму ступенчатые артефакты, свойственные многоплоскостным реформациям при КТ. Результаты исследования в этом случае становятся более наглядными, демонстративными, доступными для пространственного восприятия не только специалистов рентгенологов, но и лечащих врачей.
Многослойная или мультидетекторная спиральная компьютерная томография (МСКТ или МДКТ) определила существенный прорыв в клиническом применении всех томографических технологий. Технология была впервые представлена в 1999 г. и в последние годы приобрела статус основной модификации компьютерно-томографических установок. Суть данной технологии заключается в том, что при вращении рентгеновской трубки вокруг пациента пучок рентгеновских лучей разделяется на несколько томографических слоев с помощью так называемых многорядных детекторов (рис. 5-22). Во всех прошлых поколениях КТ установок имелся только один ряд детекторов, что позволяло получать одну томограмму за одно вращение рентгеновской трубки. В настоящее время разработаны установки, позволяющие получать от 2 до 64 томографических срезов за одно вращение рентгеновской трубки. Использование МСКТ позволяет реализовать два основных преимущества данной технологии: увеличить скорость сканирования и повысить пространственное разрешение.
path: pictures/0522a.png
path: pictures/0522b.png
Рис. 5-22. Схема многослойной КТ. Аппарат с одной линейкой детекторов (а) и 4 линейками детекторов (б).
ФИЗИЧЕСКИЕ ПРИНЦИПЫ КТ
Основой компьютерно-томографического процесса является регистрация интенсивности ослабленного рентгеновского излучения во множестве проекций. В англоязычной литературе этот процесс определяется как data acquisition - сбор или регистрация данных.
КОЭФФИЦИЕНТ ЛИНЕЙНОГО ОСЛАБЛЕНИЯ
Эффект ослабления излучения - attenuation - возникает в результате потери энергии излучения при прохождении его через среду и взаимодействия с ней. Этот процесс может быть выражен количественно, с помощью коэффициента линейного ослабления микро - lineal attenuation coefficient. Величина коэффициента микро зависит от исходной энергии фотонов излучения, а также от химического состава и физической плотности вещества. Различная степень ослабления рентгеновского излучения лежит в основе контраста рентгеновского изображения, т.е. возможности различать отдельные объекты исследования в зависимости от их химических и физических свойств. В КТ, особенно при исследовании мягких тканей, величина коэффициента ослабления в наибольшей степени зависит от физической плотности вещества, в связи с чем этот показатель часто определяют как плотность.
Чем больше интенсивность рентгеновского луча, достигшего детектор, тем сильнее электрический сигнал, возникающий в фотоэлектронном преобразователе детектора. Соотношение исходной интенсивности рентгеновского излучения I<sub>0 </sub>и интенсивности прошедшего через объект излучения I выражается следующим уравнением:
I = I<sub>0 </sub>e <sup>-</sup><sup>микро</sup><sup> </sup><sup>d</sup>,
где:
I<sub>0 </sub> - интенсивность исходного рентгеновского излучения;
I - интенсивность ослабленного рентгеновского излучения;
микро - линейный коэффициент ослабления рентгеновского излучения;
d - расстояние от источника излучения до воспринимающего устройства;
e - математическая константа - основание натурального логарифма.
В соответствии с приведенным уравнением коэффициент линейного ослабления может быть вычислен по следующей формуле:
микро d = lnI - lnI<sub>0</sub>.
В реальном исследовании измеряется множество коэффициентов ослабления соответственно количеству детекторов в каждой использованной проекции. Результатом однократного измерения является профиль исследуемого объекта в данной проекции. Фундаментальным способом вычисления коэффициентов ослабления является метод фильтрованных обратных проекций, который используется в большинстве вычислительных машин КТ-установок.
ПРОЕКЦИИ СБОРА ДАННЫХ
Коэффициенты ослабления при КТ-исследовании определяются во время движения рентгеновской трубки, но не постоянно, а в определенных ее позициях или, как это принято называть в КТ, проекциях. Количество проекций, в которых производится сбор данных, может варьировать от 180 до 720. Это означает, что в течение одного цикла вращения источника излучения вокруг объекта детекторы воспринимают рентгеновское излучение 360 раз, при смещении источника на каждый последующий градус окружности. Таким образом, каждый элемент объекта исследования «осматривается» из сотен проекций, а совокупность полученных проекционных данных анализируется вычислительной машиной с помощью специальных математических программ - алгоритмов реконструкции. Увеличение числа проекций способствует повышению пространственной разрешающей способности, но увеличивает время сканирования (время сбора проекционных данных). Уменьшение числа проекций позволяет ускорить процесс сканирования при одновременном ухудшении пространственного разрешения.
Возможность визуализировать наиболее мелкие элементы изображения определяется как пространственная разрешающая способность или пространственное разрешение. В КТ пространственное разрешение измеряется экспериментально, с помощью фантома. При этом учитывается максимальное количество пар линий на сантиметр, которое можно различить на представленном изображении. В установках начала 90-х годов пространственное разрешение обычно составляет 3 - 5 пар л/см, в более современных аппаратах этот параметр может достигать 7 - 15 пар л/см. Однако в среднем пространственное разрешение при КТ меньше, чем при пленочной рентгенографии. Для сравнения, на обычной обзорной рентгенограмме при правильном подборе комбинации экран/пленка теоретически удается различить 15 - 20 пар л/см. Степень пространственного разрешения в КТ зависит не только от конструктивных особенностей аппарата, но и от ряда технологических параметров. К их числу относятся величина поля изображения, толщина пучка рентгеновского излучения и выбранный алгоритм реконструкции томограммы.