При виконанні звичайної рентгенограми три компоненти – плівка, об'єкт і рентгенівська
трубка – залишаються у спокої. Томографічний ефект можна отримати при таких комбінаціях:

1. Нерухомий об'єкт, рухоме джерело (рентгенівська трубка) і приймач (рентгенографічна плівка, селенова пластина, кристалічний детектор і т.п.) випромінювання;

2. Нерухоме джерело випромінювання, рухомий об'єкт і приймач випромінювання;

3. Нерухомий приймач випромінювання, рухомий об'єкт і джерело випромінювання. Найбільше поширені томографи з синхронним переміщенням трубки і плівки в протилежних напрямах при нерухомому об'єкті дослідження. Рентгенівський випромінювач і касетотримач з приймачем випромінювання (рентгенівська плівка, селенова пластина) з'єднують жорстко за допомогою металевого перемикача. Вісь обертання важеля (переміщення трубки і плівки) знаходиться над рівнем столу і її можна довільно переміщати.

Як показано на рис. 1.12, при переміщенні трубки з положення F1 в положення F2, проекція точки О, яка відповідає осі обертання важеля, постійно знаходитиметься в одному і тому ж місці плівки. Проекція точки О нерухома відносно плівки і, отже, її зображення буде чітким. Проекції точок 01 і 02, які знаходяться поза шаром, з переміщенням трубки і плівки змінюють своє положення на плівці і, отже, їх зображення буде нечітким, розмитим. Доведено, що геометричним місцем точок, проекції яких при русі системи нерухомі відносно плівки, є площина, паралельна площині плівки і яка проходить через вісь закінчення системи. На томограмі, таким чином, будуть чіткими зображення всіх точок, що знаходяться в площині на рівні осі обертання системи, тобто в томографічному шарі, що виділяється.

На рисунку показано переміщення трубки і плівки по траєкторії пряма-пряма, тобто по паралельних прямолінійних напрямних. Такі томографи, що мають найпростішу конструкцію, набули найбільшого поширення. У томографах з траєкторіями дуга-дуга, дуга-пряма геометричним місцем точок, проекції яких при русі системи нерухомі відносно плівки, є площина, паралельна площині плівки і яка проходить через вісь коливання системи; виділяється шар також плоскої форми. Через складнішу конструкцію ці томографи набули меншого поширення.

Рисунок 1.12 – Принцип утворення пошарового зображення

F0, F1, F2 – нульове, початкове і кінцеве положення фокусу рентгенівської трубки;
j -1/2 кута повороту трубки; S – поверхня столу; Т – об'єкт дослідження; О – точка шару, що виділяється; 01, 02 – точки, що знаходяться вище і нижче шару; 0' , 0" – проекції точки О на плівці при початковому і кінцевому положенні фокуса рентгенівської трубки; 01', 01" – проекції точки 01 на плівці при тих же положеннях фокусу трубки; 02', 02" – проекції точки 02 при тих же положеннях фокуса трубки; 0"' – проекції всіх точок на плівці при нульовому положенні рентгенівської трубки.

Описані вище апарати відносяться до лінійних томографів (з лінійними траєкторіями), оскільки проекції траєкторій руху системи трубка-плівка на площину, що виділяється, мають вигляд прямої лінії, а тіні розмивання мають прямолінійну форму.

За кут повороту (коливання) трубки 2j у таких томографах приймають кут її повороту з одного крайнього положення в інше; переміщення трубки від нульового положення дорівнює j.

У томографах з нелінійним розмиванням переміщення системи трубка - плівка відбувається по криволінійних траєкторіях – колу, еліпсу, гіпоциклоїді, спіралі. При цьому відношення відстаней фокус трубки – центр обертання і центр обертання – плівки зберігається постійним. І в цих випадках доведено, що геометричним місцем точок, проекції яких при русі системи нерухомі відносно плівки, є площина, паралельна площині плівки і яка проходить через вісь коливання системи. Розмивання зображення точок об'єкта, які лежать поза площиною, що виділяється, відбувається по відповідних кривих траєкторіях руху системи. Розмиття зображення повторюють на плівці траєкторію переміщення фокуса рентгенівської трубки.

При багатошаровій томографії за один прийом (одне переміщення трубки і плівки в протилежних напрямах) отримують декілька томограм завдяки розташуванню в одній касеті декількох плівок, розташованих на деякій відстані одна від одної. Проекцію зображення першого шару, що знаходиться на осі обертання системи (вибраній висоті шару), отримуємо на верхній плівці. Геометрично доведено, що на наступних плівках отримують своє зображення розташовані нижче паралельні до осі руху системи шари, відстані між якими приблизно дорівнюють відстаням між плівками. Основним недоліком повздовжньої томографії є те, що розпливчасті зображення вище і нижче розташованих площин з небажаною інформацією зменшують природну контрастність. Внаслідок цього погіршується сприйняття в виділеному шарі тканин з невисокою контрастністю.

Вказаного недоліку позбавлена аксіальна комп'ютерна рентгенівська томографія. Це пояснюється тим, що строго колімований пучок рентгенівського випромінювання проходить тільки через ту площину, яка цікавить лікаря. При цьому реєстрація розсіяного випромінювання зведена до мінімуму, що значно покращує візуалізацію тканин, особливо мало-контрастних. Зниження реєстрації розсіяного випромінювання при комп'ютерній томографії здійснюється коліматорами, один з яких розташований на виході рентгенівського пучка з трубки, інший — перед збіркою детекторів.

Відомо, що при однаковій енергії рентгенівського випромінювання матеріал з більшою відносною молекулярною масою поглинатиме рентгенівське випромінювання більшою мірою, ніж речовина з меншою відносною молекулярною масою. Подібне ослаблення рентгенівського пучка може бути легко зафіксоване. Проте на практиці ми маємо справу з абсолютно неоднорідним об'єктом – тілом людини. Тому часто трапляється, що детектори фіксують декілька рентгенівських пучків однакової інтенсивності в той час, як вони пройшли через абсолютно різні середовища. Це спостерігається, наприклад, при проходженні через однорідний об'єкт достатньої довжини і неоднорідний об'єкт з такою ж сумарною щільністю.

При повздовжній томографії різницю між щільністю окремих ділянок визначити неможливо, оскільки "тіні" ділянок накладаються одна на одну. За допомогою комп'ютерної томографії вирішено і це завдання, оскільки при обертанні рентгенівської трубки навколо тіла пацієнта детектори реєструють 1,5-6 млн. сигналів з різних точок (проекцій) і, що особливо важливо, кожна точка багато разів проектується на різні навколишні точки.

При реєстрації ослабленого рентгенівського випромінювання на кожному детекторі збуджується струм, який відповідає величині випромінювання, що потрапляє на детектор. У системі збору даних струм від кожного детектора (500 - 2400 шт.) перетворюється в цифровий сигнал і після посилення подається в ЕОМ для обробки і зберігання. Тільки після цього починається власне процес відновлення зображення.

Відновлення зображення зрізу за сумою зібраних проекцій є надзвичайно складним процесом, і кінцевий результат являє собою деяку матрицю з відносними числами, яка відповідає рівню поглинання кожної точки окремо.

У комп'ютерних томографах застосовуються матриці первинного зображення 256×256, 320×320, 512×512 і 1024×1024 елементи. Якість зображення зростає при збільшенні числа детекторів, збільшенні кількості реєстрованих проекцій за один оберт трубки і при збільшенні первинної матриці. Збільшення кількості проекцій, які реєструються, веде до підвищення променевого навантаження, застосування більшої первинної матриці – до збільшення часу обробки зрізу або необхідності встановлювати додаткові спеціальні процесори відеозображення [2, С. 10 - 13].

ЗМІСТ