A számítógépes tomográfia, a számítógépes tomográfia alapelvei
Minden számítógépes tomográf tartalmaz: egy röntgenforrást, detektort és egy olyan rendszert, amely a szükséges elmozdulást biztosítja;
az érzékelők által rögzített információk átalakításának rendszere, figyelembe véve azok eltolódásait;
egy speciális számítógép, amely elvégzi a kép visszaállításához szükséges számításokat egy adott algoritmus szerint;
1 Szkennelés (angolul) - egy felmérés, a szkennelés egy radar által kölcsönzött kifejezés.
rendszer rekonstruált képek rögzítésére, megjelenítésére és lejátszására.
A lényege a komputertomográfiás módszer abban áll, hogy képeket kapjanak a kis rétegvastagság (amely által meghatározott szélessége a gerenda X-sugarak) speciális szerzett adatok feldolgozását a X-sugár detektorok átviteli réteg különböző szögekben.
Elfogadva az 1. ábrán látható. 1 modell, amelyben egy réteg a megjelenített vizsgált objektum négyszögletes háló van osztva kockákra - térfogat elemek, rövidítve Elobey (külföldi szakirodalomból elfogadott kifejezések Voxel - mennyiség elem, pixel - képelem). Az ELOB méretei a szkennerek műszaki jellemzőitől függenek. Mindegyik ELOB megfelel egy képelemnek, rövidített ELIS-nek, amelynek fényességét a röntgen-ELOB átlagos gyengítő tényezője határozza meg. Az objektum keresztmetszetének ELIS-ek kétdimenziós tömbjét képmátrixnak nevezik.
Mért nr meghatározott helyzetben röntgennyaláb csillapítás értéke az úgynevezett sugárzás és összegéből áll a csillapítás minden Elobey fekvő utat a fény a röntgensugarak. Egy párhuzamos elmozdulás (transzláció) a gerenda a vizsgálati réteg összegeket határozza meg a készlet sugárirányú nyúlvány a tárgy egy adott fénynyaláb szög P (0, t). Ha megváltoztatja a szöghelyzetét a gerenda a vizsgált rétegben a 0 ° és 360 ° -os elforgatás kapott aggregált objektum előrejelzések teljesen meghatározza a funkcionális kapcsolatot értékei közötti csillapítás együtthatók Elobey - p (x, y) és több ray összegek - P (0, t), ahol a G ° ^ 0<<360° - угол ротации, a t - координата, описывающая смещение сканера при трансляции.
Matematikailag ez a függőségnek az a formája:
ahol az integráció a 0, 0,
Matematikai értelemben a feladat, hogy helyreállítsa p (x, y) értékek közül a P (0, ^ osztályába tartozik az úgynevezett inverz problémák és nagyon összetett. Vannak különféle számítási módszereket megoldani, amelyek mindegyike a maga előnyei és hátrányai. A legtöbb számítógép tomográfokat (röntgensugár, ultrahangos, a mag-mágneses rezonancia jelenségét használva) használják az úgynevezett inverz vetítési módszereket, amelyeknek az előnye
Ábra. 1. Az objektumréteg tomográfiai képének létrehozására szolgáló séma,
Az ELOB a térfogat eleme, p (x, y) a röntgendiffrakció tényezője a térfogati elemben; L0 a röntgenforrás sugárzása; II - sugárzás az érzékelő által; P (0 0 IO) a tO idő alatt a fenti 0O alatt megfigyelt sugárösszeg (vetület) értéke.
hogy a beérkező adatok feldolgozása folyamatban van.
Ezek a módszerek a radon-transzformációból származnak, amelynek közelítése az M-vetületek létezésének formája:
) h (x cos (iAb) + ysiti (iA ^) - k
ahol m a t diszkrétség. A0 = '-; h (t) az impulzus átmenet-
m a szűrő jellemzője, amelyet a 0. diszkrétségből adódó torzulások kompenzálására vezetett be. Minden i esetében a 2ph összegét szűrt fordított vetületnek nevezik.
A fizika szempontjából a röntgensugaras sugárzási együttható nagymértékben függ a kibocsátott fotonok energiájától (hullámhossz). Egy keskeny monokróm röntgensugár esetén a detektor által felvett 11 sugárzási intenzitás a következő formában írható:
ahol I0 a forrás sugárzási intenzitása; k a sugárzási hullámhossz.
A röntgencső azonban nem ad monokromatikus sugárzást. A spektrumában 20 és 100 keV közötti energiájú fotonok jelen lehetnek. Ennek kapcsán a kapott q (x, y) értékeket átlagoljuk a cső sugárzási spektrumának megfelelően:
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).
Bár számítógépes tomográf számított csillapítási együtthatója röntgensugárzás szöveti ténylegesen számítógépes kimenetek eredményeket normalizált formában - mint egész számok, általában található a tartományban -1.000-1000. Ezeket a számokat Hounsfield egységeknek vagy CT számoknak nevezik, és ezeket jelölik
vannak "egységek. N. ". Az u csillapítási tényező és a H érték közötti összefüggést a következő kifejezés adja:
A p és a Zvod értékei megfelelnek a lapolvasó tényleges energiájának. A H = 0 értéke megfelel a víznek, H = -1000 pedig p = 0 vagy levegőnek felel meg, és egy sűrű csont számára elérte a +1000 értéket. A 10 KT-os egység változása megfelel a q értékének 1% -os változásával a Deodhoz viszonyítva. Az 1. ábra néhány anyag QD-jének számát mutatja.
A CT sűrűsége néhány anatómiai tárgyra, agydaganatra és anyagokra, amelyekből fantomokat készítenek (részben Phelps és munkatársai)
amelyek esetében a QD sűrűsége kisebb, mint az "ablak" szintje, fekete lesz, és minden olyan elem, amelynek CT-száma nagyobb, mint az ablak felső szintje, fehér lesz. Az "ablak" szint- és szélességértékét az üzemeltető állíthatja be.
Például, ha az ablak szélessége 800 egység. N. Ez azt jelenti, hogy a fekete szín -400-nak felel meg, és a fehér szín +400-nak felel meg, majd a szemmel látható fényesség minden egyes lépése -20 egység. H. Nos, a q-ben mért 2% -os különbség észrevehető. Ez a tartomány azonban nem alkalmas a csontsűrűség meghatározására, hiszen a röntgensugárzás sűrűsége + 500 - + 1000 egység tartományban van. II. A sűrű csontok a képernyőn fehér foltoknak tűnnek. Változások nyomon követése a csontszövetben kell tolódott a magas értékek a mező „ablak” H. Ha a vizsgált terület áll a lágy szövet egy nagyon alacsony sűrűségű, az „ablak” kell eltolni, hogy az alacsony ziache Nij N. A gyakorlatban, az első szintjét meghatározó az „ablak "A vizsgált terület szöveteinek jellegétől függően válassza ki az" ablak "szélességét a kép kívánt kontrasztjának kiválasztásához (6. ábra).
Egy rövid, de intenzív időszaka CT azok a technikai tökéletesség négy fő lehetőséget hoztak létre, amelyek az úgynevezett „generációk”, és hogy a különböző jellemzőit röntgen sugárforrás, összege, helye és módja kölcsönös mozgása a szkenner és a tárgy vizsgált. Mindegyik lehetőségnek előnyei és hátrányai vannak.
Az első beolvasási séma (2. ábra) egy röntgenforrást és egy detektort tartalmazott, amelyben a fordítást és a forgatást egymás után kis szögben végezték el (általában 1 ° -kal). Ez a rendszer nagyon kevés szórási zajot nyújt, segítve az újjáépítéshez szükséges információkat. Azonban az adatfelvétel jelentős időtartama (kb. 200 s) nem engedte meg annak használatát a tomogramok bizonyos mértékű mobil szervekhez való hozzáadásához.
A második letapogatási séma (3. ábra) nagy (kb. 30) detektorszámot tartalmaz, amely lehetővé teszi az információ megszerzésének időtartamát 40 s-ig, de az elsőhöz képest nagyobb szórási hatást fejt ki.
A harmadik szkennelési sémában (4. ábra) csak a forrásérzékelő rendszer forgatását használjuk, mivel az objektum körül elhelyezkedő nagy számú detektor biztosítja a teljes rekonstrukciós terület egyidejű rögzítését. eljárás
Ábra. 6. Az objektumok "vizualizálásának" sűrűségmegoszlásának rendszere számítógépes tomográf segítségével.
Az akvizíció kb. 5 másodpercet vesz igénybe. Az ilyen rendszer alkalmazásának fő problémája a nagyszámú, meglehetősen szűkebb irányú detektorok stabilitása, valamint a beteg vizsgálatát megelőző kalibrálás.
A negyedik sémában (5. ábra) a tárgy körüli mozgást csak a sugárforrás hajtja végre. Az érzékelők az objektum körköréin helyezkednek el. Ennek a sémanak a alkalmazása során nagyon nehéz csökkenteni a szétszóródást kollimátorokkal, mivel a sugarak útjának iránya az érzékelőhöz változik, ahogy a forrás mozog.
A táblázatban. A 2. ábra a számítógépes tomográfok egyes technikai jellemzőit mutatja be, amelyek segítségével az e munkában használt adatokat (9. A "szeletek" sémát és az agy tanulmányozását az orbitomalital vonallal párhuzamos síkokban, amelyeket az Institute of Neurosurgery-ban használnak, az 1. ábrán látható. 8, 10.
A számítógépes tomográf képminősége számos tényezőtől függ: a páciensek karbantartásának tervezése és pontossága.
Ábra. 7. A kontrasztanyag intravénás beadása után megnövekedett sűrűség.
a - az agy vénás vérében; b - a meningiómákban, a neurinomákban, a gasztofízis tumoraiban; c - neuroepitheliális daganatokban; g - az agyszövetben.
Ábra. 8. Az agy "szelet" sémája a számítógépes tomográfiában. OM - orbitominalis vonal.
a szkenner mérlegét, a rekonstrukciós algoritmus hibáit, a vizualizációs rendszer diszkrétségét, valamint a vizsgált tárgy sajátosságát.
A szkenner kialakítása, amint azt már említettük, hozzájárulhat a szóródás és visszaverődés okozta torzulás megjelenéséhez. Ami a paraméterek instabilitása által okozott torzulást illeti, ezek hatása végül csökkenhet az érzékelők mérésében, vagyis az eredeti rekonstrukciós adatok hibájához. Mivel az inverz problémák megoldására szolgáló számítási algoritmusok nagyon érzékenyek a zajra a kiindulási adatokban, ezek a torzulások nagyon jelentős hibákat okozhatnak a képben.
A rekonstrukciós algoritmusok paramétereit ideálisan kell kiválasztani minden egyes objektumhoz. Az optimális paraméterek automatikus kiválasztását azonban számos okból nem lehet végrehajtani, ezért minden "számítógépes" szkenner néhány "átlag" paramétert választ. Ez azzal a ténnyel jár, hogy egyes esetekben,
Ábra. 9. Az általános nézet az CT-8000 ND cég "CJI" (Franciaország) (a), az általános formája CT "Delta-LIC-125" társaság "Tehnpkar" (US) (b).
A vizsgálatokban alkalmazott CT szkennerek jellemzői
Techniker DELTA Scan-ı 00 (USA)
kép torzulások, például egy éles átmenet egyik sűrűségéből a másikba (taenek, halók, stb. duplikálásának formájában). Torzulások akkor is előfordulnak, amikor az objektum a szkennelés során elmozdul (elmosódott kép).
Speciális beállítások lehetnek olyan műszaki eszközök, amelyek bizonyos határokon belül lehetővé teszik a kép minőségének pontosabb diagnosztizálását.
Növelje a kontrasztot. Annak érdekében, hogy világosabb képet kapjunk az agy természetes módon megváltozott területeiről, kontrasztjavító hatást alkalmazunk, amelyet radiopátiás anyagok intravénás injekciójával érünk el (7. ábra).
A kontrasztanyag intravénás beadását követő számítógépes tomogramos képsűrűség növekedését intra- és extravaszkuláris komponensek magyarázzák. Az intravaszkuláris nyereség közvetlenül függ a keringő vér jódtartalmától. Ebben az esetben a jód koncentrációja 100 mg jódon 100 ml-enként növeli az abszorpció mennyiségét 26 egységgel. N. [Gado M. és munkatársai: 1975]. CT-A-Merenii vénás minták beadása után 60% kontrasztanyag dózisban 1 ml per kg testtömeg fluxus sűrűsége nő átlagosan 10 perccel az injektálás után, átlagosan 39,2 ± 9,8 egység. N. [Steinhoff N. Lange S. 1976]. A közepes rezgések
Ábra. 10. Páciensek vizsgálata a számítógépes tomográfban a Neurosurgery Institute nevén. Acad. N. N. Burdenko.
A kontrasztanyag beadása után a számítógépes tomogramos agysűrűség normális emelkedése a jód intravaszkuláris koncentrációjával társul. Miután bolus injekció formájában 100 ml 60% metilglyukaminayotalamata RT feltételeket, ha a sorrendben a 120 mA-es és 18-a fehérállomány az agy abszorpció megnő átlagosan 1,2 egység. N. [Gado M. és munkatársai]. 1975]. Még a nagy mennyiségű kontrasztanyag, például 300 ml 25% -os nátrium-diatriazoát bevezetésével, a kontrasztjavítás értéke a normál agyszövet régiójában nem több, mint 2 egység. N. [Huckman M., 1975].
M. Phelps és D. Kiu (1976) szerint a CT nem lehet megbízható módszer a vér agyi térfogatának meghatározására. Még a nagy mennyiségű jód bevezetésével is, az agyban a CT-vel végzett vérkeringés értékelése nem teljesen megbízható, mivel a magas jódkoncentráció a keringő vérben
autoreguláció, vérnyomás, vér térfogata az agyban és regionális agyi véráramlás [Grubb R. et al. 1973, 1974].
A keringő vér felszívódásának növekedése lehetővé teszi a nagy intracranialis hajók vizuális megjelenítését a CT segítségével. Az érrendszer CT képalkotó képessége a jód intravaszkuláris koncentrációjától függ. M. Bergstrom et al. (1976), akik folytatott tanulmányok a fantom segítségével 100X160 mátrix mérete és a réteg vastagságának beolvasandó 8 mm, azt mutatták, hogy ez lehetséges egy képet a hajóknak egy 1,5 mm átmérőjű, ha a vér szintje jód körülbelül 4 mg / ml, és feltéve, hogy az edény merőleges a vágás síkjára. Ezek az eredmények, a gyakorlatban azonban, nem vihetők át a betegnek, mivel ebben az esetben tovább befolyásolja számos tényező, beleértve a nem-homogenitását az agyszövet és a véredények körül a közelsége a koponya csont.
M. Weinstein és mtsai. (1977), M. Hayman és mtsai. (1979) jelezte annak lehetőségét, hogy az agyi edények részleteinek felgyorsulását a CT-ben legfeljebb 80 Gy jód bevezetésével és 8 mm vastagságú szakaszok alkalmazásával növelheti. Azonban felvetődik az ilyen nagy dózisú jód bevezetésének gyakorlati hozzáférhetősége és megvalósíthatósága.
Még 1973-ban g. J. Ambrose találtuk, hogy a kontrasztanyag beadását a nyaki angiográfia egyes betegek agyi daganatok, után 2 órán át szobahőmérsékleten növekedést okoz a látszólagos sűrűsége a tumorszövetben. Ezek a megfigyelések azt eredményezték, hogy J. Ambrose arra a következtetésre jutott, hogy a kontrasztanyag felhalmozódik a daganatban. R. Paxton és J. Ambrose (1974) úgy vélik, hogy a tumor kapillárisainak bazális membránján keresztül a kontrasztanyag az intravaszkuláris tér ágyába jut.