Будь-комп'ютерний томограф включає в себе: скаперсостоящій з джерела рентгенівського випромінювання, детекторів і системи, що забезпечує їх необхідні переміщення;
систему перетворення реєструється детекторами інформації з урахуванням їх переміщень;
снеціалізірованную ЕОМ, що виробляє обчислення, необхідні для відновлення зображення по заданому алгоритму;
1 Scan (англ.) - огляд, розгортка - термін, запозичений з радіолокації.
систему запису, відображення і відтворення реконструйованих зображень.
Суть методу комп'ютерної томографії полягає в отриманні зображення шару малої товщини (яка визначається шириною пучка рентгенівських променів) шляхом спеціальної обробки даних, отриманих з детекторів рентгенівського випромінювання, при просвічуванні цього шару під різними ракурсами.
Прийнята иллюстрируемая на рис. 1 модель, в якій висвічується шар досліджуваного об'єкта прямокутної сіткою розбивається на кубики - елементи обсягу, скорочено ЕЛОБ (в зарубіжній літературі прийнято терміни VOXEL - volume element, PIXEL - picture element). Розміри ЕЛОБов залежать від технічних характеристик сканерів. Кожному ЕЛОБу відповідає елемент зображення, скорочено ЕЛІЗ, яскравість якого визначається середнім коефіцієнтом ослаблення ЕЛОБом рентгенівського випромінювання. Двовимірний масив Еліза поперечного перерізу об'єкта називають матрицею зображення.
Виміряний нри заданому положенні пучка рентгенівських променів значення ослаблення називається променевої сумою і складається з величин ослаблення всіх ЕЛОБов, що лежать на шляху пучка рентгенівських променів. При паралельному переміщенні (трансляції) пучка в досліджуваному шарі сукупність променевих сум визначає проекцію об'єкта для заданого кута нахилу пучка Р (0, t). При зміні кутового положення пучка в досліджуваному шарі від 0 ° до 360 ° ротації отримана сукупність проекцій об'єкта повністю визначає функціональну залежність між значеннями коефіцієнтів ослаблення ЕЛОБов - р, (х, у) і сукупністю променевих сум - Р (0, t), де Про ° ^ 0<<360° - угол ротации, a t - координата, описывающая смещение сканера при трансляции.
Математично ця залежність має вигляд:
де інтегрування ведеться по променю з параметрами 0,
З точки зору математики завдання відновлення р (х, у) за значеннями Р (0, ^ відноситься до класу так званих обернених задач і є досить складною. Існують різні обчислювальні методи її вирішення, кожен з яких має свої переваги і недоліки. У більшості комп'ютерних томографів (рентгенівських, ультразвукових, із застосуванням явища ядерно-магнйтного резонансу) використовуються так звані методи зворотного проектування, перевага яких
Мал. 1. Схема побудови томографічного зображення шару об'єкта,
ЕЛОБ - елемент обсягу, ц (х, у) - коефіцієнт рентгенівського ослаблення в елементі обсягу; 1о - випромінювання джерела рентгенівських променів; II - випромінювання, яке приймається детектором; Р (0о 1О)-значення променевої суми (проекції), що спостерігається під ракурсом 0о в момент |, о.
полягає в тому, що можна проводити обробку одержуваних, даних у міру їх надходження.
Ці методи випливають з перетворення Radon, апроксимація якого в разі існування М проекцій має вигляд:
) H (x cos (iAb) + ysiti (iA ^) - k
де т - дискретність по t. Л0 = '-; h (t) -імпульсная перехід-
м паю характеристика фільтра, введеного для компенсації спотворень, що виникають за рахунок дискретності по 0. Для кожного i сума 2ph називається фільтрірованной зворотною проекцією.
З точки зору фізики коефіцієнт рентгенівського випромінювання в значній мірі залежить від енергії, що випромінюють фотонів (довжини хвилі). Для вузького монохроматичного пучка рентгенівських променів інтенсивність випромінювання 11, прийнятого детектором, можна записати у вигляді:
де / о - інтенсивність випромінювання джерела; до- довжина хвилі випромінювання.
Однак рентгенівська трубка не дає монохроматичноговипромінювання. В її спектрі можуть бути присутніми фотони з енергією від 20 до 100 keV. У зв'язку з цим отримані значення д (х, у) є усередненими відповідно до спектром випромінювання трубки:
и- (х, у) - (д (л-, у) 3 (к)<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).
Хоча в комп'ютерному томографі обчислюється коефіцієнт ослаблення рентгенівського випромінювання в тканини, насправді ЕОМ видає результати у нормованому вигляді - у вигляді цілих чисел, зазвичай розташованих в діапазоні від -1000 до +1000. Ці числа називають одиницями Хаунсфілда, або числами КТ, і обозна-
ють «од. Н. ». Зв'язок між коефіцієнтом ослаблення ц і величиною Н задається виразом:
Значення р і Цводи відповідають ефективної енергії сканера. Значення Н = 0 відповідає воді, а Н = -1000 відповідає р = О, або повітрю, а для щільної кістки Н досягає +1000. Зміна на 10 одиниць КТ відповідає зміні д на 1% щодо Деоди- У табл. 1 наведені числа КТ для деяких речовин.
Щільності КТ для деяких анатомічних об'єктів, пухлин головного мозку і матеріалів, з яких зроблені фантоми (частково по Phelps et al.)
ження, у яких значення щільності КТ менше значення рівня «вікна», будуть чорними, а всі елементи, у яких числа КТ більше, ніж верхній рівень вікна, будуть білими. Значення рівня і ширини «вікна» можуть регулюватися оператором.
Так, наприклад, якщо ширина вікна складає 800 од. Н. т. Е. Чорному кольору відповідає - -400, а білому +400, то кожен ступінь яскравості, помітна оком, складе - = 20 од. Н. Тепер будуть помітні відмінності в д близько 2%. Однак цей діапазон не годиться для визначення щільності кістки, так як для неї рентгенівська щільність лежить в діапазоні + 500- + 1000 од. II. Області щільної кістки на екрані будуть виглядати білими плямами. Для спостереження за змінами в кістковій тканині потрібно зрушити «вікно» в області високих значень Н. Якщо досліджувана область складається з м'яких тканин з дуже низькою щільністю, то «вікно» треба зрушити в область низьких зіаче ний Н. На практиці спочатку встановлюють рівень «вікна »в залежності від природи тканин досліджуваної області, а потім підбирають ширину« вікна »так, щоб вибрати потрібний контраст зображення (рис. 6).
За короткий, але бурхливий період існування комп'ютерних томографів в процесі їх технічного вдосконалення були створені чотири основні варіанти, які прийнято називати «поколіннями» і які відрізняються характеристиками випромінювання рентгенівського джерела, кількістю, розташуванням і методикою взаємних переміщень сканера і досліджуваного об'єкта. Кожен з цих варіантів має свої переваги і недоліки.
Перша схема сканування (рис. 2) містила одне джерело рентгенівського випромінювання і один детектор, в якій послідовно проводилися трансляція і поворот па невеликий кут (зазвичай на 1 °). Ця система забезпечує дуже малий шум розсіювання, з її допомогою можна отримати інформацію, необхідну для реконструкції. Однак чимало часу реєстрації даних (близько 200 с) позбавила змоги використовувати її длй отримання томограм в якійсь мірі рухомих органів.
Друга схема сканування (рис. 3) містить велику (близько 30) кількість детекторів, що дозволяє скоротити час отримання інформації до 40 с, але в порівнянні з першою дає підвищений ефект розсіювання.
У третій схемі сканування (рис. 4) використовується тільки ротація системи джерело - детектори, так як велика кількість детекторів, розташованих кільцем навколо об'єкта, забезпечує одночасне захоплення всієї області реконструкції. процедура
Мал. 6. Схема розподілу щільності «візуалізації» об'єктів за допомогою комп'ютерного томографа.
отримання даних займає близько 5 с. Головною проблемою при застосуванні такої схеми є забезпечення стабільності великого числа досить вузько спрямованих детекторів і необхідність проводити калібрування перед дослідженням хворого.
У четвертій схемою (рис. 5) рух навколо об'єкта здійснює тільки джерело випромінювання. Детектори розташовані на окружності навколо об'єкта. При застосуванні цієї схеми дуже важко зменшити розсіювання за допомогою коллиматоров, так як напрямок ходу променів в детектор змінюється в міру руху джерела.
У табл. 2 приведені деякі технічні характеристики комп'ютерних томографів, за допомогою яких отримані дані, використані в даній роботі (рис. 9). Схема «зрізів» і протокол дослідження головного мозку в площинах, паралельних орбітоміаталиюй лінії, які використовують в Інституті нейрохірургії, представлені на рис. 8, 10.
Якість зображення комп'ютерного томографа залежить від безлічі факторів: конструкції і точності витримування па-
Мал. 7. Схема підвищення щільності після внутрішньовенного введення контрастної речовини.
а - в венозної крові мозку; б - в менінгіоми, невриномах, пухлинах гштофіза; в - в нейроепітеліальних пухлинах; г - в мозковій тканині.
Мал. 8. Схема «зрізів» головного мозку при комп'ютерній томографії. ОМ - орбітомсатальная лінія.
раметров сканера, похибок алгоритму реконструкції, дискретності системи візуалізації, а також специфіки досліджуваного об'єкта.
Конструкція сканера, як було зазначено вище, може сприяти появі спотворень внаслідок розсіювання і відображення. Що стосується спотворень, обумовлених нестабільністю параметрів, то їх вплив можна звести в кінцевому підсумку до похибки вимірювання детекторів, т. Е. До похибки у вихідних даних для реконструкції. Оскільки всі обчислювальні алгоритми розв'язання обернених задач дуже чутливі до шумів у вихідних даних, ці спотворення можуть призводити до вельми істотних погрішностей в зображенні.
Параметри алгоритмів реконструкції в ідеалі повинні вибиратися індивідуально для кожного об'єкта. Однак реалізувати автоматичну систему вибору оптимальних нараметров не представляється можливим через низку причин, В зв'язку з цим у всіх комп'ютерних томографах вибирають деякі «середні» параметри. Це призводить до того, що в ряді випадків можуть возни-
Мал. 9. Загальний вигляд комп'ютерного томографа НД-8000 фірми «ЦЖР» (Франція) (а), загальний вигляд комп'ютерних томографів «Дельта-ська-125» фірми «Технпкар» (США) (б).
Характеристика застосовувалися в дослідженнях КТ-еканеров
Techniker DELTA Scan-і 00 (США)
кати спотворення зображення, наприклад на кордонах різкого переходу від однієї щільності до іншої (у вигляді дублюючих тенение, ореолів і т. п.). Спотворення також виникають при русі об'єкта під час сканування (розпливчасте зображення).
Конкретні установки можуть мати ті чи інші технічні пристосування, які дозволяють в певних межах регулювати якість зображення для більш точної діагностики.
Посилення контрастності. Для отримання більш чіткого зображення натологіческі змінених ділянок в головному мозку застосовують ефект посилення контрастності, який досягається внутрішньовенним введенням рентгеноконтрастної речовини (рис. 7).
Збільшення щільності зображення на комп'ютерній томограмі після внутрішньовенного введення контрастної речовини пояснюється внутрішньо-і іпозасудинним компонентами. Внутрішньосудинне посилення знаходиться в прямій залежності від вмісту йоду в циркулюючої крові. При цьому збільшення концентрації йоду на 100 мг йоду в 100 мл обумовлює збільшення величини абсорбції на 26 од. Н. [Gado М. et al. 1975]. При КТ-з-вимірах венозних проб після введення 60% контрастної речовини в дозі 1 мл на кг маси тіла щільність потоку підвищується в середньому протягом 10 хв після ін'єкції, складаючи в середньому 39,2 ± 9,8 од. Н. [Steinhoff Н. Lange S. 1976]. коливання середніх
Мал. 10. Протокол обстеження хворих на комп'ютерному томографі в Інституті нейрохірургії ім. акад. Н. Н. Бурденко.
Нормальне збільшення щільності мозку па комп'ютерної томограми після введення контрастної речовини пов'язано з внутрішньосудинної концентрацією йоду. Після болюсной ін'єкції 100 мл 60% метілглюкамінайоталамата при використанні умов КТ близько 120 і 18 мА в області білої речовини мозку абсорбція в середньому збільшується на 1,2 од. Н. [Gado М. et а]. 1975]. Навіть при введенні великої кількості контрастної речовини, наприклад 300 мл 25% діатріазоата натрію, величина посилення контрастності в області нормальної мозкової тканини становить не більше 2 од. Н. [Huckman М. 1975].
М. Phelps і D. КіИ (1976) вважають, що КТ не може служити надійним методом визначення церебрального об'єму крові. Навіть при введенні великих кількостей йоду оцінка обсягу кро-ні в мозку за допомогою КТ не цілком достовірна, так як високі концентрації йоду в циркулюючої крові викликають зраді
ня ауторегуляції, артеріального тиску, об'єму крові в мозку і регіонарного мозкового кровотоку [Grubb R. et al. 1973, 1974].
Збільшення величини абсорбції циркулюючої крові дозволяє візуалізувати за допомогою КТ великі внутрішньочерепні судини. КТ-зображення судинної системи залежить від величини внутрішньосудинної концентрації йоду. М. Bergstrom і співавт. (1976), які провели дослідження на фантомі із застосуванням матриці розміром 100X160 і товщини сканируемого шару 8 мм, показали, що можна отримати зображення судин діаметром до 1,5 мм, якщо рівень йоду в крові становить приблизно 4 мг / мл і за умови, що посудина розташований перпендикулярно до площини зрізу. Ці результати, однак, не можна переносити в практиці на пацієнта, так як в цьому випадку додатково впливає ряд факторів, включаючи негомогенності мозкової тканини і близьке розташування судин близько кісток черепа.
М. Weinstein і співавт. (1977), М. Hayman і співавт. (1979) вказували на можливість збільшення зображення деталей мозкових судин при КТ за допомогою швидкого введення до 80 Гр йоду і застосування зрізів товщиною до 8 мм. Однак виникає питання про практичну доступності та доцільності введення таких високих доз йоду.
Ще в 1973 р J. Ambrose встановив, що контрастну речовину, яку вводять при каротидної ангіографії деяким хворим з пухлиною мозку, через 2 год викликає при КТ явне збільшення щільності пухлинної тканини. Ці спостереження привели J. Ambrose до висновку, що контрастне речовина накопичується в пухлині. R. Paxton і J. Ambrose (1974) вважають, що через базальну мембрану капілярів пухлини контрастну речовину переходить в її ложе інтравазального простору.