1.3.2 Отримання томограми

Отримання комп'ютерної томограми (зрізу) голови на вибраному рівні ґрунтується на
виконанні таких операцій:

1. Формування необхідної ширини рентгенівського променя (колімація);

2. Сканування голови пучком рентгенівського випромінювання, здійснюваного рухом (обертальним і поступальним) навколо нерухомої голови пацієнта пристрою "випромінювач — детектори";

3. Вимірювання випромінювання і визначення його ослаблення з подальшим перетворенням результатів в цифрову форму;

4. Машинний (комп'ютерний) синтез томограми за сукупністю даних вимірювання, що відносяться до вибраного шару;

5. Побудова зображення досліджуваного шару на екрані відеомонітора (дисплея).

У системах комп'ютерних томографів сканування і отримання зображення відбуваються таким чином. Рентгенівська трубка в режимі випромінювання "обходить" голову по дузі 240°, зупиняючись через кожні 3° цієї дуги і роблячи повздовжнє переміщення. На одній осі з рентгенівським випромінювачем закріплені детектори-кристали йодистого натрію, що перетворюють іонізуюче випромінювання в світлове. Останнє потрапляє на фотоелектронні помножувачі, що перетворюють цю видиму частину на електричні сигнали. Електричні сигнали піддаються посиленню, а потім перетворенню в цифри, які вводять в ЕОМ. Рентгенівський промінь, пройшовши через середовище поглинання, ослабляється пропорційно щільності тканин, що зустрічаються на його шляху, і несе інформацію про ступінь його ослаблення в кожному положенні сканування. Інтенсивність випромінювання у всіх проекціях порівнюється з величиною сигналу, що надходить з контрольного детектора, який реєструє початкову енергію випромінювання відразу ж на виході променя з рентгенівської трубки.

Отже, формування показників поглинання (ослаблення) для кожної точки досліджуваного шару відбувається після обчислення відношення величини сигналу на виході рентгенівського випромінювача до значення його після проходження об'єкта дослідження (коефіцієнти поглинання).

У ЕОМ виконується математична реконструкція коефіцієнтів поглинання і просторовий їх розподіл на квадратній багатоклітинній матриці, а отримані зображення передаються для візуальної оцінки на екран дисплея.

За одне сканування отримують два дотичних між собою зрізи завтовшки 10 мм кожен. Картина зрізу відновлюється на матриці розміром 160?160.

Отримані коефіцієнти поглинання виражають у відносних одиницях шкали, нижня межа якої (–1000 од. Н.) (од. Н. – одиниці Хаунсфільда ОХ (UH) або числа комп'ютерної томографії) відповідає ослабленню рентгенівських променів в повітрі, верхня (+1000 од. Н.) – ослабленню в кістках, а за нуль береться коефіцієнт поглинання води. Різні тканини мозку і рідкі середовища мають різні за величиною коефіцієнти поглинання. Наприклад коефіцієнт поглинання жиру знаходиться в межах від – 100 до 0 од. Н., спинно-мозкової рідини – від 2 до 16 од. Н., крові – від 28 до 62 од. Н. Це забезпечує можливість отримувати на комп'ютерних томограмах основні структури мозку і багато патологічних процесів в них. Чутливість системи в уловлюванні перепаду рентгенівської щільності в звичайному режимі дослідження не перевищує 5 од. Н., що складає 0,5%.

На екрані дисплея високим значенням щільності (наприклад, кістки) відповідають світлі ділянки, низьким – темні. Градаційна здатність екрана складає 15-16 півтонових ступенів, які розпізнає людське оком. На кожен ступінь, таким чином, доводиться близько 130 од. Н.

Для повної реалізації високої роздільної здатності томографа за щільністю в апараті передбачені засоби управління так званої ширини вікна і його рівня (положення), щоб дати рентгенологові можливість аналізувати зображення на різних ділянках шкали коефіцієнтів поглинання. Ширина вікна – це величина різниці найбільшого і найменшого коефіцієнтів поглинання, відповідна вказаному перепаду яскравості. Положення або рівень вікна (центр вікна) – це величина коефіцієнтів ослаблення, яка дорівнює середині вікна і вибирана з умов якнайкращого виявлення щільності групи структур або тканин, що цікавить. Найважливішою характеристикою є якість отримуваного зображення.

Відомо, що якість візуалізації анатомічних утворень головного мозку і осередків ураження залежить в основному від двох чинників: розміру матриці, на якій будується томограма, і перепаду показників поглинання. Величина матриці може істотно впливати на точність діагностики. Так, кількість помилкових діагнозів при аналізуванні томограм на матриці 80?80 кліток складала 27%, а при роботі на матриці 160?160 – зменшилася до 11%.

Комп'ютерний томограф має два види роздільної здатності: просторову і за перепадом щільності, перший тип визначається розміром комірки матриці (зазвичай – 1,5?1,5 мм), другий дорівнює 5 од. Н. (0,5%). Відповідно до цих характеристик теоретично можна розрізняти елементи зображення розміром 1,5?1,5 мм, при перепаді щільності між ними не менше 5 од. Н. (1%) вдається виявляти осередки величиною, не меншою 6?6 мм, а при різниці в 30 од. Н. (3%) – деталі розміром 3?3 мм. Звичайна рентгенографія дозволяє уловити мінімальну різницю за щільністю між сусідніми ділянками в 10-20%. Проте при дуже значному перепаді щільності поряд розташованих структур виникають специфічні для даного методу умови, що знижують його роздільну здатність, оскільки при побудові зображення в цих випадках відбувається математичне усереднювання і при цьому осередки невеликих розмірів можуть бути не виявлені. Частіше це відбувається при невеликих зонах зниженої щільності, розташованих поблизу масивних кісткових структур (піраміди скроневих кісток) або кісток склепіння черепа. Важливою умовою для забезпечення проведення комп'ютерної томографії є нерухоме положення пацієнта, бо рух під час дослідження приводять до виникнення артефактів – наведень: смуг темного кольору від утворень з низьким коефіцієнтом поглинання (повітря) і білих смуг від структур з високим КП (кістка, металеві хірургічні кліпси), що також знижує діагностичні можливості [3, С. 16 - 19].

Для отримання чіткішого зображення патологічно змінених ділянок в головному мозку застосовують ефект посилення контрастності, який досягається внутрівенним введенням рентгеноконтрастної речовини. Збільшення щільності зображення на комп'ютерній томограмі після внутрівенного введення контрастної речовини пояснюється внутрі- і позасудинними компонентами. Внутрісудинне посилення знаходиться в прямій залежності від вмісту йоду в циркулюючій крові. При цьому збільшення концентрації на 100 міліграм йоду в 100 мл обумовлює величини абсорбції на 26 од. Н. При комп'ютерно-томографічних вимірюваннях венозних проб після введення 60% контрастної речовини в дозі 1 мл на кг маси тіла, щільність потоку підвищується в середньому протягом 10 хвилин після ін'єкції, складає 39,2 плюс-мінус 9,8 од. Н. Вміст контрастної речовини в протікаючій крові змінюється в результаті того, що відносно швидко починається виділення його нирками. Вже протягом перших 5 хв. після болісної ін'єкції концентрація речовини в крові в середньому знижується на 20%, в подальші 5 хв – на 13% і ще через 5 хв – на 5%.

Нормальне збільшення щільності мозку на комп'ютерній томограмі після введення контрастної речовини пов'язане з внутрісудинною концентрацією йоду. Можна отримати зображення судин діаметром до 1,5 мм, якщо рівень йоду в крові складає приблизно 4 міліграми/мл і за умови, що судина розташована перпендикулярно до площини зрізу. Спостереження привели до висновку, що контрастна речовина накопичується в пухлинах, і таким чином можна їх локалізувати з достатньою точністю [4, С. 17 - 19].

Іншою також складною задачею є створення унікальної системи електроживлення магніту, що забезпечує стабільність струму не гірше 10-6 протягом 10 хвилин роботи томографа від побутової мережі при коливаннях напруги ±10% і частоти ±1 Гц. У відомих прецизійних системах електроживлення, наприклад використовуваних в окремих виробництвах, стабільність живильного струму того ж порядку, що і в томографах (200-250 А), характеризується значеннями близько 10^-3. І при розробці системи електроживлення градієнтно-коректувального модуля була потрібна стабільність струму не гірше 10^-4. При цьому слід мати на увазі, що до складу модуля входить декілька незалежних обмоток.

Крім того, потрібно було забезпечити просторову лінійність магнітного поля, яка на фантомі діаметром 200 мм повинна бути не більше 3%, а також однорідність зображення, яка на тому ж фантомі повинна бути не гірше ±15%.

Можна згадати і ряд завдань конструкторського і технологічного плану, наприклад виготовлення обмоток електромагніту і градієнтно-коректувального модуля, з точністю до десятих доль міліметра при базовому розмірі близько 1000 мм.

Але найбільш складною і в той же час головною науково-технічною проблемою, від рішення якої залежав успіх створення МР-томографа, стала розробка програмного забезпечення обчислювально-відображаючого комплексу. У структурній схемі МР-томографа обчислювально-відображаючий комплекс є тією ланкою, від якої залежить робота всіх основних функціональних систем томографа, і природно, чим ефективніше закладені в програми алгоритми управління, тим ефективніше робота томографа в цілому.

До складу томографа входять:

 консоль оператора.

При подачі живлення на томограф в досліджуваній області за допомогою електромагніту створюється постійне магнітне поле. Градієнти магнітного поля і його корекція в заданому напрямі забезпечується градієнтно-коректувальним модулем. Сканування і переорієнтація градієнтів здійснюються програмно від ПЕОМ, і реалізуються через блок формування РЧ-імпульсів і систему живлення градієнтних котушок. Потрібна для збудження магнітного резонансу послідовність імпульсів формується ПЕОМ, яка задає форму обвідних кривих для РЧ-імпульсів в передавачі і блокує підсилювач на час випромінювання імпульсів РЧ-котушкою.

Обробка МР-сигналу і реконструкція зображення здійснюється за допомогою ПЕОМ.

ЗМІСТ