Медицинские диагностические приборы и системы

Рис. 6. Малая аномалия развития - дополнительная хорда в полости левого желудочка (вариант нормы).

Дополнительная мышечная трабекула в полости желудочков (фальш - трабекула) - мышечная структура, распологающаяся в полости левого или правого желудочка. Часто расположена параллельно межжелудочковой перегородке или поперечно между стенками желудочка. Основание дополнительной мышечной трабекулы утолщается в систолу. Встречается в 85% случаев (рис. 7).

Рис. 7. Малая аномалия развития - дополнительная мышечная трабекула в полости левого желудочка и две дополнительные хорды (вариант нормы).

Евстахиев клапан нижней полой вены - рудиментарный клапан. Не играет никакой роли в гемодинамике сердца. Встречается в 20% случаев.

Сеть Хиари - рудимент, продолжение Евстахиева клапана нижней полой вены в коронарный синус. Встречается в 2% случаев.

Аневризма межпредсердной перегородки

Аневризма межпредсердной перегородки (МПП) - врожденная особенность развития межпредсердной перегородки. Мембрана овальной ямки удлинена и выбухает в сторону (рис. 8). Существует ряд типов аневризмы межпредсердной перегородки:

тип L - выбухание мембраны овальной ямки в сторону левого предсердия.

тип R - выбухание в сторону правого предсердия (Размещено на http://www.allbest.ru/

рис. 9).

Тип R - L - выбухание вправо и затем влево.

Тип Размещено на http://www.allbest.ru/

L - R - выбухание влево и затем вправо - встречается в 5% случаев.

Рис. 8. Аневризма межпредсердной перегородки.

Рис. 9. Аневризма межпредсердной перегородки - тип R.

В случае, если аневризма имеет очень большие размеры и значительно вдается в полость предсердия, она может расцениваться как врожденный порок межпредсердной перегородки (крайне редко встречается). При наличии дефекта межпредсердной перегородки в области аневризмы межпредсердной перегородки ситуация расценивается как врожденный порок сердца.

Аневризма мембранозной части межжелудочковой перегородки - встречается редко (0,5 - 1 % случаев).

Добавочные головки папиллярных мышц - число их может быть различно и по данным анатомов может достигать 16, размеры головок также различные. Чем больше папиллярных мышц в полости желудочка, тем больше хорд от них отходит.

Незаращение овального окна - вариант развития мембраны овальной ямки, встречается у 25 % людей. Клапан мембраны овальной ямки прикрывает овальное окно. Шунтирование крови отсутствует но может возникнуть в ряде ситуаций (например, при резком повышении давления в полости левого или правого предсердий).

Открытое овальное окно - встречается реже (1 - 2 % людей). В настоящее время в педиатрической практике происходит гипердиагностика открытого овального окна. Шунтирование крови при этом происходит слева направо, носит непостоянный характер, объем шунта небольшой. Отсутствует легочная гипертензия и дилатация правых камер. Цветовой допплер позволяет уточнить наличие или отсутствие открытого овального окна. Данные пациенты требуют наблюдения 1 раз в 2 -3 года.

Противопоказания для дайвинга

Единственным противопоказанием для людей с открытым овальным окном является занятие дайвингом (подводным плаванием). В любом случае - собираететесь ли Вы в Египет или Таиланд и хотите окунуться в чарующий мир морского дна, или проводите время в городе, не поленитесь сходить к кардиологу и пройдите эхокардиографическе исследование. Это позволит избежать трагических последствий.

ГЛАВА 3. Томографы и их применение для диагностики

Древняя латинская поговорка гласит: "Diagnosis cetra - ullae therapiae fundamentum" ("Достоверный диагноз - основа любого лечения"). 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, хотя и не всегда осознанной. Ведь все сведения, касающиеся нормальной и патологической анатомии человека, были основаны только на изучении трупов. После того, как в Европе стали широко изучаться вскрытия трупов, врачи смогли изучить строение органов человека, а также изменения, которые они претерпевают при тех или иных заболеваниях.

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 лучи, позволявшие осуществить это на практике, были наконец открыты, обычно консервативные и часто недоверчивые к новшествам врачи почти сразу поняли, что в медицине наступила новая эра.

Уже в первые дни и недели после того, как стало известно о существовании и свойствах этих лучей, врачи различных стран начали применять их для исследования важнейших органов и систем человеческого тела. В течение первого же года появились сотни научных сообщений в печати, посвященных результатам таких исследований.

Количество сообщений в последующие годы нарастало. Выяснялись все новые возможности рентгенологического метода. Появились первые книги, посвященные этому методу. Вскоре эта литература стала необозримой.

В 1946 г. известный советский клиницист и организатор здравоохранения Н.Н.Приоров на заседании, посвященном 50-летию рентгенологии, говорил: "Что стало бы сегодня с физиатрией и урологией, гинекологией и отоларингологией, неврологией и онкологией, хирургией и ортопедией, офтальмологией и травматологией, если бы лишить их того, что дала рентгенология в области диагностики и лечения?"

Но процесс науки и техники неудержим. Не успели врачи полностью освоить возможности рентгеновских лучей в диагностике, как появились другие методы, позволяющие получить изображение внутренних органов человека, дополняющие данные рентгенологического исследования. К ним относятся радионуклеидное и ультразвуковое исследования, тепловидение, ядерно-магнитный резонанс, фотонная эмиссия и некоторые другие методы, еще не получившие широкого распространения.

Эти способы основаны на использовании близких по своей природе волновых колебаний, для проникновения которых ткани человеческого тела не являются непреодолимым препятствием. Они объединяются и тем, что 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, все указанные методы 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.

В отличие от классических медицинских методик (пальпации, перкуссии, аускультации) основным анализатором информации, получаемой способами лучевой диагностики, является орган зрения, при помощи которого мы получаем около 90% сведений об окружающем мире, и притом наиболее достоверных. Когда широкая сеть медицинских учреждений будет оснащена высококачественной аппаратурой, позволяющей использовать все возможности лучевой диагностики, а врачи, работающие в этих учреждениях, будут обучены обращению с этой сложной аппаратурой и, главное, полноценной расшифровке получаемых с ее помощью изображений, диагностика основных заболеваний человека станет более ранней и достоверной не только в крупных научно-исследовательских и клинических центрах, но и на передовом крае нашего здравоохранения - в поликлиниках и районных больницах. В этих учреждениях работает основная масса врачей. Именно сюда обращается подавляющее большинство больных при возникновении каких-либо тревожных симптомов. От уровня работы именно этих лечебно-диагностических учреждений в конечном итоге зависит ранняя и своевременная диагностика, а следовательно во многом и результаты лечения подавляющего большинства болезней.

Появление компьютерных томографов

Первые математические алгоритмы для КТ были разработаны в 1917 г. австрийским математиком И. Радоном 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.

В 1963 г. американский физик А. Кормак повторно (но отличным от Радона способом) решил задачу томографического восстановления, а в 1969 году английский инженер-физик Г. Хаунсфилдом из фирмы EMI Ltd. сконструировал «ЭМИ-сканер» (EMI-scanner) -- первый компьютерный рентгеновский томограф, чьи клинические испытания прошли в 1972 году. В 1979 году Кормак и Хаунсфилд «за разработку компьютерной томографии» были удостоены Нобелевской премии по физиологии и медицине.

3.2 Основы компьютерной томографии

При КТ рентгеновскими лучами экспонируются только тонкие срезы ткани. Отсутствует мешающее наложение или размывание структур, расположенных вне выбранных срезов. В результате разрешение по контрастности значительно превышает характеристики проекционных рентгеновских технологий. Технические разработки в области КТ меняются от производителя к производителю; существует уже несколько поколений КТ. Номер поколения (первое, второе, третье, четвертое и т.д.) связан с типом конструкции системы "трубка-детектор". Трубка испускает тонкий, коллимированный, веерообразный пучок рентгеновских лучей, перпендикулярный длинной оси тела. Этот пучок может быть достаточно широким и охватывать весь диаметр тела. Регулировкой коллимации можно менять его толщину, например от 1 до 10 мм. Соответственно варьирует и толщина исследуемого среза ткани. Пропускаемый через пациента пучок рентгеновских лучей фиксируется не пленкой, а системой специальных детекторов. В качестве детекторов используются либо кристаллы различных химических соединений (например, йодид натрия), либо полые камеры, наполненные сжатым ксеноном. Рентгеновские фотоны генерируют в детекторах электрические сигналы. Чем сильнее интенсивность достигшего детектора первичного луча, тем сильнее электрический сигнал. Фиксируя интенсивность пропущенного излучения можно рассчитать ослабление первичного луча. КТ-детекторы примерно 100 раз чувствительнее рентгеновской пленки при определении различий в интенсивности излучения; таким образом, они точно так же чувствительнее и при определении различий в ослаблении.

3.3 Физические и технические основы томографии. 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 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.

 

Рис.1 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.

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.

3.4 Получение компьютерной томограммы

Получение компьютерной томограммы (среза) на выбранном уровне основывается на выполнении следующих операций: 1) формирование требуемой ширины рентгеновского луча (коллимирование); 2) сканирование пучком рентгеновского излучения, осуществляемого движением (вращательным и поступательным) вокруг неподвижного объекта 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). Пример рентгеновской компьютерной томограммы на рис. 9.



Рис. 2 РКТ верхнечелюстных пазух. Сверхкомплектный зуб в левой гайморовой пазухе

Строго коллимированный пучок рентгеновского излучения проходит только через ту плоскость, которая интересует врача (рис. 10). 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.

Рис. 3 Схема рентгеновской компьютерной томографии.

1 - излучатель; 2 - круговой ячеистый детектор; 3 - компьютер; 4 - система получения изображения

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 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 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. 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 органов 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.

Известно, что качество визуализации анатомических образований 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%). 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.

Недавно появившаяся новая концепция сканирования, названная спиральной КТ, значительно увеличила эффективность в плане скорости исследования выбранной анатомической области.

3.5 Спиральная компьютерная томография

Первой идею спирального сканирования запатентовала японская фирма TOSHIBA в 1986 году. T. Katakura с соавторами выполнили первое клиническое исследование на спиральном КТ в 1989 году. Внедрение в 1989 году в медицинскую практику новой методики КТ-спиральной томографии явилось крупнейшим достижением за 20 лет ее существования, открыло принципиально новые возможности в диагностике целого ряда патологических состояний. Как известно, в обычной КТ однократное сканирование дает изображение одного слоя, соответственно, цикл сканирования повторяется после очередного перемещения стола столько раз, сколько послойных изображений нужно получить. В спиральной томографии осуществляется непрерывное движение трубки вокруг исследуемой зоны при параллельном равномерном продвижении стола с пациентом в продольном направлении. Траектория движения рентгеновской трубки к продольной оси исследуемого объекта приобретает форму спирали, что и дало название методу (рис. 11).

В отличие от обычной КТ при спиральном сканировании конечная точка среза не совпадает с исходной из-за перемещения объекта во время сканирования. Быстрая ротация излучающей трубки в спиральных томографах, отсутствие интервалов между циклами излучения для продвижения стола в следующую позицию значительно сокращают время исследования. Это приводит к повышению пропускной способности кабинета, облегчает исследование больных, которые не могут длительно задерживать дыхание, долго находиться в аппарате (травматические, больные дети, пациенты в тяжелом состоянии).

Рис. 4 (a) Схема обследования пациента на классических КТ.

1 - томография; 2 - прерывистое движение стола; 3 - команда задержки дыхания; 4 - томография; 5 - команда нормального дыхания; 6 - движение стола; 7 - реконструкция изображения.

(б) Схема обследования пациента на спиральных КТ.

Высокая скорость сканирования позволяет получать значительно более четкие изображения с меньшими артефактами от физиологических движений. Новая технология улучшила также качество изображений движущихся органов грудной клетки, брюшной полости. Снижение времени облучения делает метод КТ более безопасным для пациентов.

К преимуществам спиральной КТ необходимо отнести возможность реконструкции изображения в любой заданно. При спиральной томографии получаемые данные извлекаются из всего сканируемого объекта, что позволяет получать изображение любого зафиксированного слоя из отсканированного объема. СКТ, позволяющая исследовать весь заданный объект при однократной задержке дыхания, исключает возможность выхода (“ускользания”) патологического очага из сканируемого слоя, что обеспечивает лучшее выявление небольших очаговых образований в паренхиматозных органах.

СКТ предоставляет новые возможности мультипланарной и трехмерной реконструкции изображений, играющих все возрастающую роль в диагностике, предоперационном планировании челюстно-лицевой деформации и травмы, повреждений позвоночника и крупных суставов. При СКТ одномоментно исследуется объект на большом протяжении (до 1 метра), что открывает новые перспективы в КТ-ангиографии, позволяя охватить сосудистое русло на значительном интервале за короткое время сканирования. Специальные программы обработки информации дают возможность получать изображения только сосудов, атеросклеротических бляшек, тромбов. СКТ-ангиография в отличие от МРТ не делает артефактов от кровотока, металлических стентов.

Другой перспективной областью использования трехмерной реконструкции изображений на основе данных, получаемых при спиральной КТ, является изучение полых органов по принципу «виртуальной эндоскопии» (рис. 12). Подобная система разработана фирмой Picker для своих высокоскоростных спиральных рентгеновских томографов Q-серии и получила название Voyager (путешественник). Сохранение высокой разрешающей способности (21,5 л.п./см) при спиральном сканировании и использование системы LAPP (система параллельных процессоров сверхвысокой вычислительной мощности и быстродействия) позволяет в данной разработке реализовать принцип «виртуальной эндоскопии» на мультимодальной, DICOM-совместимой рабочей станции Voxel Q, являющейся основной системой визуализации и последующей обработки данных на томографах фирмы Picker. Подготовка эндоскопических изображений для визуального анализа осуществляется с помощью разработанного фирмой оригинального метода 4-D Angio, позволяющего не только получать истинные трехмерные изображения анатомических структур, но и особо выделять интересующую биологическую ткань -- «четвертое измерение», а также визуализировать кости, мягкие ткани и сосуды одновременно.

Рис. 5 Виртуальная артерограмма (вид «изнутри») средней мозговой артерии. Реконструкция данных спиральной компьютерной томографии

Особенностью представления томографических данных в системе Voyager является одновременная визуализация поверхностей полостных образований и экстрамуральных образований, располагающихся вне просвета изучаемой полости (лимфоузлы, опухоли, сосуды). Получаемые изображения формируют естественную последовательность виртуальных эндоскопических картин. При этом специальные программы навигации автоматически определяют траекторию движения «виртуального эндоскопа» по центру изучаемой полости. Выбор траектории движения может быть осуществлен и по другим настройкам, задаваемым оператором, что позволяет уточнять детали эндоскопического изображения за счет изменения полей обзора. Возможно также рельефное изображение поверхности полости с формированием искусственных теневых участков. Сформированные последовательности эндоскопических изображений могут легко трансформироваться в стандартный VHS видеоформат с помощью программы epi-Client и, таким образом, использоваться на обычных видеосистемах, в частности для целей телерадиологии.

Система Voyager предназначена в первую очередь для выявления больных с обструктивными процессами верхних дыхательных путей, объемными образованиями пищевода, желудка и толстой кишки, атеросклеротическими поражениями крупных сосудов, заболеваниями придаточных пазух носа, мочевого пузыря и позвоночного канала. Данные, получаемые при «виртуальной эндоскопии», позволяют заранее выбрать оптимальное место для биопсии и определить объем хирургического вмешательства. Данная методика может использоваться как самостоятельно, так и быть хорошим связующим звеном между томографическим и обычным эндоскопическим исследованиями.

СКТ предоставляет возможность получения большей диагностической информации по сравнению с обычной КТ. С помощью новой технологии практически удалось преодолеть недостатки классической конвенционной КТ такие, как стандартная толщина среза, ”усреднение” полученных результатов, пропуск определенных участков исследуемой зоны из-за неточности в задержке дыхания, несовпадение направления томографии с ходом бронха, сосуда и др., что вносит определенные трудности в изучение просвета полого органа на протяжении.

Вместе с тем при СКТ увеличивается расход на рентгеновские трубки. Широкая возможность пользоваться мультипланарной и трехмерной реконструкцией предъявляет повышенные требования к рентгенологу. Сокращение времени сканирования и сбора данных не уменьшает затраты времени на реконструкцию изображения после сканирования. Следует учитывать большую трудоемкость для исследователя анализа получаемой информации. В итоге сокращение времени исследования для больного не означает сокращения времени получения результата. Для рационального, эффективного использования дорогостоящего спирального компьютерного томографа с увеличением пропускной способности его возникает необходимость установления рабочей станции для обработки получаемой информации.

Несомненно, со временем, несмотря на трудности экономического характера, спиральная компьютерная томография займет прочное место в лучевой диагностике как скоростной, высокочувствительный и специфичный метод.

3.5 Развитие современного компьютерного томографа

Современный компьютерный томограф фирмы Siemens Medical Solution

Современный компьютерный томограф представляет собой сложный программно-технический комплекс. Механические узлы и детали выполнены с высочайшей точностью. Для регистрации прошедшего через среду рентгеновского излучения используются сверхчувствительные детекторы, конструкция и материалы, применяемые при изготовлении которых постоянно совершенствуются. При изготовлении КТ томографов предъявляются самые жесткие требования к рентгеновским излучателям. Неотъемлемой частью аппарата является обширный пакет программного обеспечения, позволяющий проводить весь спектр компьютерно-томографических исследований (КТ-исследований) с оптимальными параметрами, проводить последующую обработку и анализ КТ-изображений. Как правило, стандартный пакет программного обеспечения может быть значительно расширен с помощью узкоспециализированных программ, учитывающих особенности сферы применения каждого конкретного аппарата.

Поколения компьтерных томографов: от первого до четвёртого

Прогресс КТ томографов напрямую связан с увеличением количества детекторов, то есть с увеличением числа одновременно собираемых проекций. В первом поколении КТ томографов количество детекторов равнялось 2, во втором -- 30-50, в третьем -- 300--500, в четвертом -- 1000--5000. Во втором поколении была впервые применена веерная форма пучка рентгеновского излучения. Каждое последующее поколение компьютерных томографов имело существенно меньшее время реконструкции КТ-изображений и бульшую скорость вращения рентгеновской трубки, что позволило ускорить и расширить сферы диагностического применения КТ-исследований.

Спиральная компьютерная томография

Спиральная КТ используется в клинической практике с 1988 года, когда компания Siemens Medical Systems 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 скорость движения стола 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.

Мультиспиральная компьютерная томография

Мультиспиральная (мультисрезовая) (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 2004--2005 годах были представлены 32- и 64-срезовые МСКТ томографы.

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.

Методики контрастного усиления позволяют различать и определять характер опухолей (новообразований) на фоне окружающих их мягких тканей в тех случаях, когда они не видны при обычном исследовании.

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 МСКТ 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 МСКТ 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 пространственное разрешение в поперечной плоскости x-y и вдоль продольной оси z становится одинаковым.

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; улучшения 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 счет 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. Использование генераторов 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 томографа 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 мультиспиральном КТ-исследовании при сопоставимых объёмах диагностической информации меньше на 30 % по сравнению с обычным спиральным КТ-исследованием. Для этого улучшается фильтрация спектра рентгеновского излучения и производится оптимизация 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

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

В 2005 году компанией Siemens Medical Solutions представлен первый аппарат с двумя источниками рентгеновского излучения. Теоретические предпосылки к его созданию были еще в 1979 году, но технически его реализация в тот момент была невозможна.

Рис. 7

Схема работы КТ с двумя источниками

По сути, он является одним из логичных продолжений технологии МСКТ. Дело в том, что при исследовании сердца (КТ-коронарография), необходимо получение изображений объектов находящихся в постоянном и быстром движении, что требует очень короткого периода сканирования. В МСКТ это достигалось синхронизацией ЭКГ и обычного исследования при быстром вращении трубки. Но минимальный промежуток времени требуемый для регистрации относительно неподвижного среза для МСКТ при времени обращения трубки равной 0,33 с (?3 оборота в секунду) равен 173 мс, то есть пол периода обращения трубки. Такое временное разрешение вполне достаточно для нормальной частоты сердечных сокращений (в исследованиях показана эффективность при частотах -- менее 65 ударов в минуту и около 80, с промежутком малой эффективности между этими показателями и при больших значениях). Некоторое время, пытались увеличить скорость вращения трубки в гентри томографа. В настоящее время достигнут предел технических возможностей для ее увеличения, так как при обороте трубки в 0,33 с, масса ее возрастает в 28 раз (перегрузки 28 g). Чтобы получить временное разрешение менее 100 мс требуется преодоление перегрузок более чем 75 g.

Использование же двух рентгеновских трубок, расположенных под углом 90°, дает временное разрешение равное четверти периода обращения трубки (83 мс при обороте за 0,33 с). Это позволило получать изображения сердца независимо от частоты сокращений.

Так же такой аппарат имеет еще одно значительное преимущество: каждая трубка может работать в своем режиме (при различных значениях напряжения и тока, кВ и мА соответственно). Это позволяет лучше дифференцировать на изображении близкорасположенные объекты различных плотностей. Особенно это важно при контрастировании сосудов и образований, находящихся близко от костей или металлоконструкций. Данный эффект основан на различном поглощении излучения при изменении его параметров у смеси кровь + йодсодержащее контрастное вещество, при неизменности этого параметра у гидроксиапатита (основа кости) или металлов.

В остальном аппараты являются обычными МСКТ аппаратами и обладают всеми их преимуществами.

Компьютерные томографы семейства SIEMENS.

Компьютерный томограф SOMATOM Sensation Cardiac

Современный высокопроизводительный спиральный мультисрезовый (38 срезов/сек) менеесекундный (0,42 сек на полный 360° скан) компьютерный томограф с длительностью спирали 100 сек, субмиллиметровой толщиной срезов до 0,6 мм, пространственным разрешением до 0.17 мм и обеспечением превосходного диагностического качества изображения (специфицированного низкоконтрастного и высококонтрастного разрешения).

Создан на базе 16-срезового компьютерного томографа SOMATOM Sensation 16 специально для нужд кардиологии. Конфигурация и набор клинических пакетов, входящих в комплект томографа, оптимальным образом подобраны для кардиологических приложений.

Предоставляет удобство работы, эргономичность, комфорт как для пациента, так и для персонала (современный дизайн, встроенный в гентри монитор основных параметров сканирования + ЭКГ-сигнала, лазерные маркеры для позиционирования пациента) и включет в полном объеме низкодозные Сименс-технологии (UFC детектор, CARE Filter, CARE Dose, SureView, ECG-Dose Pulsing). Обеспечивает безопасность проведения обследований для пациента как с точки зрения минимизации лучевой нагрузки, так и с точки зрения эффективности используемых режимов сканирования.

Простота и интуитивность проведения обследования обеспечивается syngo®мультимодальной программной платформой и уникально удобным пользовательским интерфейсом.

Безопасность инвестиций и четкое представление о перспективах развития гарантируется непрерывным обновлением (syngo®EVOLVE) программных и компьютерных модулей (при стандартной поставке - в течение 5 лет), а также возможностью модернизации сканера (Evolve программа) до более высоких технологий компьютерной томографии (меньшая длительность скана, большая длина спирали и дальнейшее развитие мультисрезовой технологии).

Оснащен мощными средствами трехмерной постобработки изображений. Имеет широкий набор программных и программно-аппаратных клинических пакетов для решения разнообразных задач в кардиологии. Позволяет проводить любые кардиообследования, включая коронарную ангиографию, визуализацию коронарных артерий, оценку уровня обызвестления коронаров, функциональную диагностику сердца, а также метрический анализ васкулярных структур.

В случае необходимости проведения рутинных (некардиологических) обследований, КТ-сканер может оснащаться любыми другими клиническими пакетами, обеспечивающие скрининговые обследования, виртуальную эндоскопию, перфузию, интервенции под контролем КТ, и многое другое.

Оснащена второй консолью Wizard для повышения пропускной способности КТ подразделения. Для дальнейшего увеличения клинической производительности может комплектоваться дополнительной консолью Additional Wizard и/или мультимодальной рабочей станцией Leonardo.

Компьютерный томограф SOMATOM Sensation 10

Современный высокопроизводительный спиральный мультисрезовый (до 20 срезов/сек) менеесекундный (0,5 сек на полный 360° скан) компьютерный томограф с длительностью спирали 100 сек, субмиллиметровой толщиной срезов до 0,6 мм, пространственным разрешением до 0.17 мм и обеспечением превосходного диагностического качества изображения (специфицированного низкоконтрастного и высококонтрастного разрешения).

Предоставляет удобство работы, эргономичность, комфорт как для пациента, так и для персонала (современный дизайн, встроенный в гентри монитор основных параметров сканирования + ЭКГ-сигнала опционально, лазерные маркеры для позиционирования пациента) и включет в полном объеме низкодозные Сименс-технологии (UFC детектор, CARE Filter, CARE Dose, ECG-Dose Pulsing, CARE Vision с HandCARE, SoftSCAN, Pediatric SCAN, Preventive CARE и пр.). Обеспечивает безопасность проведения обследований для пациента как с точки зрения минимизации лучевой нагрузки, так и с точки зрения эффективности используемых режимов сканирования.

Простота и интуитивность проведения обследования обеспечивается syngo®мультимодальной программной платформой и уникально удобным пользовательским интерфейсом.

Безопасность инвестиций и четкое представление о перспективах развития гарантируется непрерывным обновлением (syngo®EVOLVE) программных и компьютерных модулей (при стандартной поставке - в течение 5 лет), а также возможностью модернизации сканера (Evolve программа) до более высоких технологий компьютерной томографии (меньшая длительность скана, большая длина спирали и дальнейшее развитие мультисрезовой технологии).

Оснащен мощными средствами трехмерной постобработки изображений. Имеет широкий набор программных и программно-аппаратных клинических пакетов для решения разнообразных диагностических задач. Позволяет проводить любые кардиообследования, включая коронарную ангиографию, визуализацию коронарных артерий, оценку уровня обызвестления коронаров, функциональную диагностику сердца, а также скрининговые обследования, виртуальную эндоскопию, перфузию, интервенции под контролем КТ, метрический анализ васкулярных структур и многое другое.

Оснащена второй консолью Wizard для повышения пропускной способности КТ подразделения. Для дальнейшего увеличения клинической производительности может комплектоваться дополнительной консолью Additional Wizard и/или мультимодальной рабочей станцией Leonardo.