Всеки компютър томограф включва: skapersostoyaschy на източник на рентгенови лъчи, датчици и системи осигуряват необходимия обем;

записани Система за преобразуване на данни детектори по отношение на преместването им;

snetsializirovannuyu компютър, разработването на изчисленията, необходими за възстановяване на имиджа на даден алгоритъм;

1 Scan (инж.) - диаграми, сканиране - термин, заимстван от радара.

система, както и дисплей за възпроизвеждане на изображения реконструирани запис.

Същността на метода за компютърна томография се състои в получаване на изображения с малка дебелина на слоя (което се определя от ширината на лъча на рентгенови лъчи) от специална обработка на данни, получени от рентгенова детектори в предаване на слой под различни ъгли.

Прието е показано на фиг. 1 модел, при който слой от показаната тест обект правоъгълна мрежа е разделена на кубчета - обемни елементи, съкращение Elobey (чужда литература прието отношение воксела - обем елемент, пикселни - снимка елемент). Размери Elobey зависи от спецификациите на скенера. Всяка снимка елемент съответства Elobey съкращение Елиз чиято яркост определя от средния коефициент на затихване Elobey рентгенова радиация. Двуизмерният масива на Елиза напречно сечение на обекта се нарича матрица на изображението.

Измерено NR предварително определена позиция рентгенова стойност затихване лъч се нарича радиация и се състои от сумата на затихване на всички Elobey, разположена на пътя на лъча на рентгенови лъчи. В паралелно изместване (транслация) на гредата в размер на тест слой определя комплект от радиалната издатина на обекта за определен ъгъл на наклон лъч P (0, т). При промяна на ъгловото положение на гредата в разглеждания слой от 0 ° до 360 ° въртене получени издатини агрегат обект напълно определя функционалната връзка между стойностите на коефициентите на затихване Elobey - Р (х, у) и множество лъчи суми - Р (0, т), където G ° ^ 0<<360° - угол ротации, a t - координата, описывающая смещение сканера при трансляции.

Математически, тази зависимост има следния вид:

където интеграцията е по линията с параметрите 0,

В математическите термини задачата за възстановяване на р (х, у) от стойностите на Р (0, ^ принадлежи към класа на така наречените обратни проблеми и е много сложно. Има различни изчислителни методи за решаването, всяка от които има своите предимства и недостатъци. В повечето компютър томография (рентгенова, ултразвук, като се използва явлението на ядрен резонанс magnytnogo), така наречения метод обратна проекция, което е предимство

Фиг. 1. Диаграма на томографско образ на обект слой,

Elobey - обем елемент р (х, у) - рентгенова коефициент на затихване на елемент обем; 1 ° - източника на излъчване на рентгенови лъчи; II - радиация, получена от детектора; F (0o 1D) е стойността на сумата на радиация (издатина), наблюдавано в перспектива под когато 0o |, на.

Тя е, че е възможно да се извърши обработката на получените данни, тъй като те станат достъпни.

Тези методи са получени от радон трансформират приближение при което наличието на издатини М има формата:

) Н (х COS (СОВ) + ysiti (IA ^) - к

където m - дискретни в т. А0 = '-; ч (т) е импулсна преходна

m филтър характеристика налага да компенсира изкривяването срещащи се дължи на дискретността на 0. За всеки и за филтриране сума 2Ph наречен обратен проекция.

От гледна точка на физиката коефициент на емисиите рентгенова до голяма степен зависи от енергията на излъчвани фотоните (дължина на вълната). За тесен едноцветен рентгенов лъч интензитет на излъчване 11, получена от детектора може да се запише като:

където / о - интензивността на източника на радиация; к е дължината на вълната.

Въпреки това, рентгенова тръба не монохроматичен радиация. Неговият спектър може да присъства фотони с енергия от 20 до 100 КЕВ. Следователно получената стойности г (х, у) се осредняват в съответствие със спектъра на тръба емисия:

ф (х, у) - (г (п, 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).

Въпреки компютърен томограф изчислява коефициентът на затихване на рентгенови лъчи в тъкан всъщност компютърни изходи резултати в нормализирана форма - като цели числа, обикновено намиращи се в диапазона от -1000 до 1000. Тези числа се наричат ​​Хаунсфийлд единици или CT номера, както и определените

chayut "единици. N. ". Връзката между коефициента на затихване р и стойността на Н една е дадено от:

Р-стойности и съответните ефективната мощност на скенера Tsvody. стойност п = 0 съответства на вода, и Н = -1,000 съответства р = О или въздух, и достига до 1000 N плътна кост. Промяна на 10 единици RT г съответства на промяната от 1% по отношение Deody- маса. 1 показва цифрите CT за някои вещества.

КТ плътности за някои анатомични места, мозъчни тумори и материалите, от които са направени фантоми (част от Phelps и др.)

zhennya, при които стойността на CT плътност е по-малко от нивото на "прозореца" ще бъде черен, и всички елементи, които са с номер на компютърна томография е по-голяма от прозорците горните нива може да бъде бял. Нивото и ширината на прозореца "" може да се регулира от оператора.

Например, ако ширината на прозореца се намира на 800 единици. .. N. т.е. черен цвят мачове - -400, 400 и бяло, всяко ниво на яркост, видимо око грим - = 20. Н. Сега ще бъде забележими разлики в порядъка на 2% г. Въпреки това, този диапазон не е подходящ за определяне на костната плътност, като за нея рентгенова плътност в диапазона + 500 + 1000 единици. II. Области на плътна кост на екрана ще изглеждат бели петна. За да следите промените в костната тъкан трябва да бъдат пренасочени към високите стойности на "прозорец" Н. поле Ако изследвана област се състои от мека тъкан с много ниска плътност, "Прозорец" трябва да се премести на ниската ziache НИП N. На практика за първи път на нивото на прозореца " "в зависимост от характера на зоната за изследване на тъканите, а след това вземете ширината на" прозореца ", така че да изберете желаната контраста на изображението (фиг. 6).

В един кратък, но интензивен период от КТ скенери тяхното техническо съвършенство са създадени четири основни варианта, които се наричат ​​"поколения", и че различните характеристики на рентгенови лъчи източник, размер, местоположение и начин на взаимно движение на скенера и обекта в процес на проучване. Всеки един от тези варианти има своите предимства и недостатъци.

Първият сканиране модел (фиг. 2), съдържащи един рентгенов източник и детектор, които последователно се извършва превод и въртене па малък ъгъл (обикновено 1 °). Тази система осигурява много ниско разсейване шум, тя може да помогне да се получи информацията, необходима за реконструкция. Въпреки това, за събиране на данни значително време (около 200), не е позволено да я използвате DLY получи tomograms до известна степен движещи се части.

втори модел на сканиране (фиг. 3) се състои от голям брой (30) на броя на детектори, което намалява информацията за време до 40 секунди, но в сравнение с първата дава повишен ефект на разсейване.

В схемата за трети сканиране (. Фигура 4) ротационна система се използва само източник - детектор, тъй като голям брой датчици, разположени в кръг около обекта, осигурява едновременно улавяне на всички реконструкция. процедура

Фиг. 6. плътност верига разпределение "визуализация" на обекти с помощта на компютърен томограф.

събиране на данни отнема около 5 секунди. Основният проблем при прилагането на тази схема е да се гарантира стабилността на голям брой сравнително тесни насочени детектори и необходимостта да се калибрира на пациента преди изследването.

В четвъртата схема (фиг. 5) движение около обекта прави само източник на радиация. Детекторите са подредени в кръг около обекта. При прилагането на тази схема е много трудно да се намали разсейване използване колиматори, тъй като посоката на рентгенова пътя към промени детектор като източник на движение на.

Таблица. 2 показва някои от техническите характеристики на КТ скенери, които са получени чрез данните, използвани в настоящото изследване (фиг. 9). Схемата на "срезове" на мозъка, и протокола проучване в равнини, успоредни orbitomiatalyyuy линии, които се използват в Института по неврохирургия, показано на фиг. 8, 10.

Качеството на изображението CT зависи от много фактори: дизайн и PA-водене точност

Фиг. 7. увеличение на плътността верига след венозно инжектиране на контрастно средство.

и - в венозната кръв на мозъка; б - в менингиоми, невроми, тумори gshtofiza; в - в невроепителни тумори; г - в мозъчната тъкан.

Фиг. 8. Диаграма "филийки" на мозъка чрез компютърна томография. OM - orbitomsatalnaya линия.

параметри на скенера, реконструкция алгоритъм за грешка, стъпка изображения системи, както и от спецификата на обекта на изследване.

Дизайнът на скенера, както е споменато по-горе, може да допринесе за появата на изкривявания поради разсейване и отражения. Що се отнася до нарушения, причинени от нестабилност на параметри, тяхното въздействие може да се намали в крайна сметка да грешката при измерване на детекторите, т. Д. Към грешка при входните данни за реконструкция. Тъй като всички изчислителни алгоритми за решаване на обратни проблеми са много чувствителни към шума в суровите данни, тези нарушения могат да доведат до много сериозни грешки в изображението.

Реконструкция алгоритми параметри в идеалния случай трябва да се избират индивидуално за всеки обект. Въпреки това, за реализиране на автоматичен избор на оптимална narametrov система не е възможно, поради редица причини, в тази връзка, изберете някои "среден" параметри във всички компютърна томография. Това води до факта, че в някои случаи може vozni-

Фиг. 9. Общ изглед от CT-8000 ND фирма "ЦНЖ" (Франция) (а), общата форма на КТ скенери "Делта-ЛИК-125" на фирмата "Tehnpkar" (САЩ) (б).

Характеристики, прилагани в CT изследванията ekanerov

TECHNIKER DELTA Scan-и 00 (US)

Katyas изкривяването на изображението, например в границите на рязко преминаване от една към друга плътност (под формата на дубликат Tenen, отблясъците, и така нататък. Стр.). Изкривяване също да възникне, когато движение обект по време на сканирането (замъглено изображение).

Специфични настройки могат да имат някои или други технически устройства, които позволяват известна степен да се регулира качеството на изображението за по-точна диагноза.

Контрастно усилване. За да се получи по-ясно изображение natologicheski модифицирани обекти в ефекта повишаване на използван мозък разлика което се постига чрез интравенозно инжектиране на рентгенови лъчи вещество (фиг. 7).

плътност на изображението на компютър томография след интравенозно контрастна среда е разяснен интра- и екстраваскуларни компоненти. Интраваскуларно подобрение е в пряка зависимост от съдържанието на йод циркулиращата кръв. Повишаването на концентрацията на йод в 100 милиграма на йод в 100 мл води до увеличаване на абсорбцията при стойност 26 единици. N. [Gado М. и др. 1975]. CT-на-Merenii венозни проби след прилагане на 60% контрастен агент в доза от 1 мл на кг телесно тегло се увеличава потока плътност средно в рамките на 10 минути след инжектирането, средно 39.2 ± 9.8 единици. N. [Steinhoff Lange S. H. 1976]. вариации в средното

Фиг. 10. Протокол от изпитване от пациентите в томографът компютър в Института по неврохирургия. Акад. NN Burdenko.

Средно увеличение плътност мозъчни па компютърна томография след прилагане на контрастно средство, свързано с интраваскуларна концентрация на йод. След болус инжекция на 100 мл 60% metilglyukaminayotalamata RT условия при използване порядъка на 120 mA и 18 в бялото вещество на абсорбцията на мозъка се увеличава средно с 1.2 единици. N. [Gado М. et а]. 1975]. Дори и с въвеждането на голямо количество на контрастно средство, например, 300 мл 25% натриев diatriazoata, стойността на усилване на контраста в нормалната мозъчна тъкан е не повече от 2 единици. N. [Huckman М. 1975].

М. Phelps и KiY D. (1976) вярват, че CT не е надежден метод за определяне церебрален кръвен обем. Дори когато приложение на големи количества йод обем оценка Cro-аудио в мозъка с помощта на CT не е напълно надеждна, тъй като високата концентрация на йод в циркулиращата кръв причинява промени

Ния авторегулация на кръвното налягане, кръвния обем в мозъка и регионално церебрална притока на кръв [Grubb R. и др. 1973, 1974].

Повишена абсорбция циркулираща кръв позволява визуализация като се използва CT големи интракраниални съдове. CT-образ съдовата система зависи от вътресъдова концентрацията на йод. М. Бергстром и сътр. (1976), които са проведени проучвания за фантом използване размера на 100X160 матрица и дебелината на слоя да бъдат сканирани 8 мм, показа, че е възможно да се получи образ на съдове с диаметър от 1.5 mm, ако нивото на йод кръв е около 4 мг / мл и при условие, че плавателният съд е перпендикулярна на равнината на срязване. Тези резултати, обаче, на практика не могат да бъдат прехвърлени на пациента, тъй като в този случай допълнително се влияе от редица фактори, включително нееднородност на мозъчната тъкан и кръвоносните съдове около близостта на костите на черепа.

М. Weinstein, и др. (1977), M. Hayman и сътр. (1979) посочи възможността за увеличаване на детайли изображения мозъчните съдове при стайна температура чрез бързото прилагане на 80 Gy йод и прилагане секции 8 mm дебелина. Въпреки това, възниква въпросът за практически достъп и целесъобразността на такива високи дози йод.

Дори в 1 973 гр., J. Амброуз установено, че контрастно средство се прилага в сънната ангиография някои пациенти с мозъчни тумори, след 2 часа при стайна температура води до увеличаване на видимата плътност на туморната тъкан. Тези наблюдения са довели до заключението, че J. Амброуз контрастното вещество се натрупва в тумора. И R. J. Paxton Амброуз (1974) смятат, че базалната мембрана на капилярите тумор контрастно средство влиза в леглото й intravazalnogo пространство.