Orice tomografie computerizată include: o răzuitoare care constă dintr-o sursă de raze X, detectoare și un sistem care asigură deplasările necesare;
sistemul de transformare a informațiilor înregistrate de detectoare, ținând seama de deplasările lor;
un calculator specializat care efectuează calculele necesare pentru a restabili imaginea în conformitate cu un algoritm dat;
1 Scan (engleză) - un sondaj, o scanare este un termen împrumutat de la radar.
sistem de înregistrare, afișare și reproducere a imaginilor reconstruite.
Esența metodei tomografie computerizată constă în obținerea de imagini cu o grosime a stratului de mici (care este determinată de lățimea fasciculului de raze X), prin prelucrarea specială a datelor obținute de la detectoare de raze X în transmiterea stratului la unghiuri diferite.
Acceptată ilustrată în Fig. 1 model în care un strat al testului plasei obiect dreptunghiular afișat este împărțit în cuburi - elemente de volum, prescurtat Elobey (literatura străină termeni voxelul acceptat - element de volum, PIXEL - element de imagine). Dimensiunile ELOB depind de caracteristicile tehnice ale scanerelor. Fiecare element de imagine corespunde Elobey abreviat ELIZ a cărui luminozitate determinată de Elobey radiației cu raze X coeficientul mediu de atenuare. Matricea bidimensională Eliza secțiune transversală a obiectului se numește matricea imaginii.
Măsurat nr poziție cu raze X valoarea atenuare fasciculului predeterminată este numită radiație și constă din suma atenuării tuturor Elobey situată în calea fasciculului de raze X. Într-o deplasare paralelă (translație) a fasciculului în cantitățile stratul de testare determină setul de proeminență radială a obiectului pentru un anumit unghi de înclinare fasciculului P (0, t). La schimbarea poziției unghiulare a fasciculului în examinat stratul de la 0 ° la 360 ° de rotație a proiecțiilor obiectelor agregate obținute determină complet relația funcțională dintre valorile coeficienților de atenuare Elobey - p (x, y) și o multitudine de sume cu raze - P (0, t), unde G ° ^ 0<<360° - угол ротации, a t - координата, описывающая смещение сканера при трансляции.
Din punct de vedere matematic, această dependență are forma:
unde integrarea este peste raza cu parametrii 0,
Din punct de vedere matematic sarcina de a restabili p (x, y) din valorile lui P (0, ^ aparține clasei de așa-numitele probleme inverse și este foarte complexă. Există diferite metode de calcul pentru a rezolva, fiecare dintre ele are avantajele și dezavantajele sale. În cele mai multe calculatoare (tomografie cu raze X, ultrasunete, folosind fenomenul magnytnogo rezonanță nucleară), așa-numita metodă backprojection, care este un avantaj
Fig. 1. Schema de construire a unei imagini tomografice a unui strat de obiect,
ELOB este un element de volum, p (x, y) este coeficientul de atenuare a razelor X în elementul de volum; L0 este radiația sursei de raze X; II - radiația primită de detector; P (0 0 IO) este valoarea sumei de raze (proiecție) observată în cadrul celor de mai sus 0O la momentul t, o.
este că este posibilă procesarea datelor primite în momentul în care acestea sosesc.
Aceste metode rezultă din transformarea radonului, a cărei aproximare în cazul existenței proiecțiilor M are forma:
) h (x cos (iAb) + ysiti (iA ^) - k
unde m este discreenta in t. A0 = '-; h (t) este tranzitia impulsului -
m din caracteristica filtrului introdusă pentru a compensa distorsiunile care decurg din discrepanța 0. Pentru fiecare i, suma 2ph se numește proiecția inversată filtrată.
Din punct de vedere al fizicii, coeficientul de emisie al razelor X depinde într-o mare măsură de energia fotonilor emise (lungime de undă). Pentru un fascicul monocromatic îngust de raze X, intensitatea radiației 11 luată de detector poate fi scrisă sub forma:
unde I0 este intensitatea radiației sursei; k este lungimea de undă a radiației.
Cu toate acestea, tubul cu raze X nu dă radiații monocromatice. În spectrul său, fotoni cu o energie de 20 până la 100 keV pot fi prezenți. În legătură cu aceasta, valorile q (x, y) obținute sunt medii în funcție de spectrul de radiație al tubului:
u (x, y) - (q (n, y) 3 (k)<И, л где 5 (к) - спектр трубки. В связи с этим для сравнения результатов, полученных на различных компьютерных томографах, вводится понятие эффективной энергии КТ-сканера, которая равна энергии монохроматического сканера, соответствующей такому коэффициенту ослабления \і(х, у).
Deși tomografia computerizată calculează coeficientul de atenuare al radiației X în țesut, de fapt, computerul produce rezultatele într-o formă normalizată - sub formă de întregi, situate de obicei în intervalul de la -1000 până la +1000. Aceste numere sunt numite unități Hounsfield sau numere CT și sunt notate cu
sunt "unități. N. ». Relația dintre coeficientul de atenuare u și valoarea lui H este dată de expresia:
Valorile p și Zvod corespund energiei eficiente a scanerului. Valoarea H = 0 corespunde cu apa și H = -1000 corespunde cu p = 0 sau cu aer, iar pentru o os densă H ajunge la +1000. Modificarea unităților de 10 KT corespunde unei modificări în q cu 1% față de Deod. 1 indică numărul de QD-uri pentru anumite substanțe.
Densitățile CT pentru unele obiecte anatomice, tumorile cerebrale și materialele din care sunt făcute fantome (parțial de Phelps și colab.)
pentru care valoarea densității QD este mai mică decât valoarea nivelului "ferestrei", va fi negru și toate elementele ale căror numere CT sunt mai mari decât nivelul superior al ferestrei vor fi albe. Valorile de nivel și lățime ale "ferestrei" pot fi ajustate de operator.
Deci, de exemplu, dacă lățimea ferestrei este de 800 de unități. .. N. adică meciurile de culoare neagră - -400, +400 și alb, fiecare nivel de luminozitate, perceptibil Machiajul ochilor - = 20. N. Acum, vor fi diferențe notabile în ordinea de 2% d. Cu toate acestea, acest interval nu este adecvată pentru determinarea densității osoase, ca și pentru densitatea ei cu raze X în intervalul + 500 + 1000 unități. II. Zonele de os dens pe ecran vor arata ca pete albe. Pentru a monitoriza schimbările în țesutul osos trebuie să fie mutat la valorile ridicate ale câmpului „fereastra“ H. În cazul în care zona investigată este format din țesut moale, cu o densitate foarte mică, „fereastra“ ar trebui să fie transferate la nivelul ziache Nij N. în practică, în primul rând stabilit nivelul „fereastra „în funcție de natura zonei de studiu de tesut, apoi ridica lățimea“ fereastra „, pentru a selecta contrastul imaginii dorite (Fig. 6).
Într-o perioadă scurtă, dar intensă de scanere CT în perfecțiunea lor tehnice au fost create patru opțiuni principale, care sunt numite „generații“ și că diferite caracteristici ale sursei de raze X radiații, cantitatea, amplasarea și metoda de deplasare reciprocă a scanerului și obiectul în studiu. Fiecare dintre aceste opțiuni are avantajele și dezavantajele sale.
Prima schemă de scanare (figura 2) conținea o sursă de raze X și un detector, în care traducerea și rotirea au fost efectuate succesiv la un unghi mic (de obicei de 1 °). Acest sistem oferă un zgomot redus de împrăștiere, cu ajutorul căruia puteți obține informațiile necesare pentru reconstrucție. Cu toate acestea, un timp considerabil de înregistrare a datelor (aproximativ 200 s) nu a permis utilizarea acestuia pentru a obține tomograme într-o oarecare măsură a organelor mobile.
Cea de-a doua schemă de scanare (Figura 3) conține un număr mare (aproximativ 30) de detectoare, ceea ce permite reducerea timpului de obținere a informațiilor de până la 40 s, dar în comparație cu primul se obține un efect sporit de împrăștiere.
În cea de-a treia schemă de scanare (Figura 4), este utilizată numai rotirea sistemului detector-sursă, deoarece un număr mare de detectoare situate în jurul obiectului asigură captarea simultană a întregii zone de reconstrucție. procedură
Fig. 6. Schema de distribuție a densității de "vizualizare" a obiectelor utilizând tomografia computerizată.
Achiziția durează aproximativ 5 secunde. Principala problemă în aplicarea unei astfel de scheme este asigurarea stabilității unui număr mare de detectoare direcționate destul de îngust și necesitatea calibrării înainte de examinarea pacientului.
În cea de-a patra schemă (Figura 5), mișcarea în jurul obiectului este efectuată numai de sursa de radiație. Detectoarele sunt situate pe un cerc în jurul obiectului. Atunci când se aplică această schemă, este foarte dificil să se reducă împrăștierea prin intermediul colimatorilor, deoarece direcția căii radiațiilor către detector variază în funcție de mișcarea sursei.
În tabel. 2 prezintă câteva caracteristici tehnice ale tomografiilor computerizate, cu ajutorul cărora s-au obținut datele utilizate în această lucrare (figura 9). Schema "felii" și protocolul pentru studiul creierului în planuri paralele cu linia orbitomalitală, utilizate în Institutul de Neurochirurgie, sunt prezentate în Fig. 8, 10.
Calitatea imaginii unei tomografii computerizate depinde de o serie de factori: designul și acuratețea menținerii parametrilor pa-
Fig. 7. Schema de densitate crescută după administrarea intravenoasă a mediului de contrast.
a - în sângele venos al creierului; b - la meningioame, neurinoame, tumori de gstofiză; c - în tumorile neuroepiteliene; g - în țesutul cerebral.
Fig. 8. Schema de "felii" de creier în tomografia computerizată. OM - linia orbitominală.
cântarele scanerului, erorile algoritmului de reconstrucție, discreența sistemului de vizualizare, precum și specificitatea obiectului studiat.
Designul scanerului, așa cum sa menționat mai sus, poate contribui la apariția distorsiunilor datorate împrăștierii și reflexiei. În ceea ce privește distorsiunile cauzate de instabilitatea parametrilor, influența lor poate fi în cele din urmă redusă la o eroare în măsurarea detectorilor, adică la eroarea datelor inițiale de reconstrucție. Deoarece toți algoritmii computaționali pentru rezolvarea problemelor inverse sunt foarte sensibili la zgomot în datele inițiale, aceste distorsiuni pot duce la erori foarte semnificative în imagine.
Parametrii algoritmilor de reconstrucție ar trebui, în mod ideal, să fie selectați individual pentru fiecare obiect. Cu toate acestea, nu este posibil să se implementeze un sistem automat de selectare a parametrilor optimi din mai multe motive. În acest sens, toți scannerele "computer" aleg parametri "medii". Aceasta conduce la faptul că, în unele cazuri,
Fig. 9. Vedere generală a tomografiei computerizate ND-8000 a firmei "CZHR" (Franța) (a), vedere generală a tomografiilor computerizate "Delta-skaya-125" ale firmei "Technpark" (SUA).
Caracteristicile scanerelor CT utilizate în studii
Techniker DELTA Scan-i 00 (SUA)
distorsiunile imaginii, de exemplu, la limitele unei tranziții ascuțite de la o densitate la alta (sub forma unor taene duplicatoare, halouri etc.). Deformările apar și atunci când obiectul se deplasează în timpul scanării (imagine neclară).
Setările specifice pot avea anumite dispozitive tehnice care permit, în anumite limite, reglarea calității imaginii pentru o diagnoză mai precisă.
Îmbunătățiți contrastul. Pentru a obține o imagine mai clară a zonelor modificate natologic din creier, se utilizează un efect de intensificare a contrastului, care se obține prin injectarea intravenoasă a substanțelor radiopatice (Figura 7).
Creșterea densității imaginii pe tomograma computerizată după administrarea intravenoasă a mediului de contrast este explicată prin componente intra- și extravasculare. Creșterea intravasculară depinde în mod direct de conținutul de iod din sângele circulant. În acest caz, o creștere a concentrației de iod la 100 mg de iod în 100 ml determină o creștere a cantității de absorbție cu 26 de unități. N. [Gado M. și colab. 1975]. În măsurătorile CT ale probelor venoase după administrarea unui mediu de contrast de 60% la o doză de 1 ml pe kg de greutate corporală, densitatea fluxului crește în medie 10 minute după injectare, în medie 39,2 ± 9,8 unități. N. [Steinhoff N. Lange S. 1976]. Vibrații de mediu
Fig. 10. Protocolul de examinare a pacienților pe tomografia computerizată la Institutul de Neurochirurgie numit după. Acad. N. N. Burdenko.
Creșterea normală a densității creierului pe o tomogramă a computerului după administrarea unui agent de contrast este asociată cu concentrația intravasculară de iod. După o injecție cu bolus de 100 ml de azotalamat de metilglucamină 60% utilizând condițiile CT de aproximativ 120 și 18 mA în regiunea de materie albă a creierului, absorbția crește cu o medie de 1,2 unități pe zi. N. [Gado M. și colab.]. 1975]. Chiar și după introducerea unei cantități mari de mediu de contrast, de exemplu 300 ml de diatriazoat de sodiu 25%, valoarea creșterii contrastului în regiunea țesutului cerebral normal nu este mai mare de 2 unități. N. [Huckman M. 1975].
M. Phelps și D. Kiu (1976) consideră că CT nu poate fi o metodă sigură de determinare a volumului cerebral al sângelui. Chiar și odată cu introducerea unor cantități mari de iod, evaluarea volumului sanguin în creier cu CT nu este complet sigură, deoarece concentrațiile ridicate de iod în sângele circulant
autoreglarea, tensiunea arterială, volumul sanguin în creier și fluxul sanguin cerebral regional [Grubb R. și colab. 1973, 1974].
O creștere a absorbției sângelui circulant permite ca vasele intracraniene mari să fie vizualizate prin CT. Imagistica CT a sistemului vascular depinde de concentrația intravasculară a iodului. M. Bergstrom și colab. (1976) care au efectuat studii fantomatice utilizând o matrice 100X160 și o grosime a stratului de scanare de 8 mm a arătat că imaginile vaselor cu diametrul de până la 1,5 mm pot fi obținute dacă nivelul de iod din sânge este de aproximativ 4 mg / ml și, că nava este perpendiculară pe planul tăieturii. Aceste rezultate, cu toate acestea, nu pot fi tolerate în practică asupra pacientului, deoarece, în acest caz, un număr de factori, inclusiv non-omogenitatea țesutului cerebral și proximitatea vaselor de lângă oasele craniului, afectează suplimentar.
M. Weinstein și colab. (1977), M. Hayman și colab. (1979) a indicat posibilitatea creșterii imaginii detaliilor vaselor cerebrale în CT prin introducerea rapidă de până la 80 Gy de iod și aplicarea secțiunilor de până la 8 mm grosime. Totuși, se pune întrebarea despre disponibilitatea practică și fezabilitatea introducerii unor astfel de doze mari de iod.
Încă din 1973, J. Ambrose a stabilit că un agent de contrast care este administrat în angiografie carotidă la unii pacienți cu tumoare cerebrală determină o creștere aparentă a densității țesutului tumoral la RT după 2 ore. Aceste observații l-au determinat pe J. Ambrose să concluzioneze că substanța de contrast se acumulează în tumoare. R. Paxton și J. Ambrose (1974) consideră că, prin membrana bazală a capilarelor tumorii, materialul de contrast trece în patul său din spațiul intravascular.
Trimiteți-le prietenilor: