Полный справочник медицинской аппаратуры

Технология спирального сканирования позволила значительно сократить время, затрачиваемое на КТ-исследование, и существенно уменьшить лучевую нагрузку на пациента.

Мультиспиральная (мультисрезовая) МСКТ была впервые представлена компанией Elscint Co в 1992 г. Принципиальное отличие МСКТ-томографов от спиральных томографов предыдущих поколений состоит в том, что по окружности гентри расположены не один, а два и более ряда детекторов. Для того чтобы рентгеновское излучение могло одновременно приниматься детекторами, расположенными на разных рядах, была разработана новая – объемная – геометрическая форма пучка. В 1992 г. появились первые двухсрезовые (двухспиральные) МСКТ-томографы с двумя рядами детекторов, а в 1998 г. – четырехсрезовые (четырехспиральные) – с четырьмя рядами детекторов соответственно. Кроме вышеотмеченных особенностей, было увеличено количество оборотов рентгеновской трубки с 1 до 2 в секунду. Таким образом, четырехспиральные МСКТ-томографы 5-го поколения на сегодняшний день в 8 раз быстрее, чем обычные спиральные КТ-томографы 4-го поколения. В 2004–2005 гг. были представлены 32– и 64-срезовые МСКТ-томографы.

Преимущества МСКТ перед обычной спиральной КТ:

1) улучшение временного разрешения;

2) улучшение пространственного разрешения вдоль продольной оси z;

3) увеличение скорости сканирования;

4) улучшение контрастного разрешения;

5) увеличение отношения сигнал / шум;

6) эффективное использование рентгеновской трубки;

7) большая зона анатомического покрытия;

8) уменьшение лучевой нагрузки на пациента.

Все эти факторы значительно повышают скорость и информативность исследований.

Методики контрастного усиления позволяют различать и определять характер опухолей (новообразований) на фоне окружающих их мягких тканей в тех случаях, когда они не видны при обычном исследовании.

Лучевая нагрузка при мультиспиральном КТ-исследовании при сопоставимых объемах диагностической информации меньше на 30 % по сравнению с обычным спиральным КТ-исследова-нием. Для этого улучшается фильтрация спектра рентгеновского излучения и производится оптимизация массива детекторов. Разработаны алгоритмы, позволяющие в реальном масштабе времени автоматически уменьшать ток и напряжение на рентгеновской трубке в зависимости от исследуемого органа, размеров и возраста каждого пациента.

В 2005 г. компанией Siemens Medical Solutions представлен первый аппарат с двумя источниками рентгеновского излучения. Теоретические предпосылки к его созданию были еще в 1979 г., но технически его реализация в тот момент была невозможна. По сути он является одним из логичных продолжений технологии МСКТ. Дело в том, что при исследовании сердца (КТ-коронаро-графии) необходимо получение изображений объектов, находящихся в постоянном и быстром движении, что требует очень короткого периода сканирования. В МСКТ это достигалось синхронизацией ЭКГ и обычного исследования при быстром вращении трубки. Но минимальный промежуток времени, требуемый для регистрации относительно неподвижного среза для МСКТ при времени обращения трубки, равном 0,33 с (~ 3 оборота в секунду), равен 173 мс, т. е. половине периода обращения трубки.

Такое временное разрешение вполне достаточно для нормальной частоты сердечных сокращений. Некоторое время пытались увеличить скорость вращения трубки в гентри томографа. В настоящее время достигнут предел технических возможностей для ее увеличения, так как при обороте трубки в 0,33 с масса ее возрастает в 28 раз (перегрузки 28g). Чтобы получить временное разрешение менее 100 мс, требуется преодоление перегрузок более чем 75g. Использование же двух рентгеновских трубок, расположенных под углом 90°, дает временное разрешение, равное четверти периода обращения трубки (83 мс при обороте за 0,33 с). Это позволило получать изображения сердца независимо от частоты сокращений.

Также такой аппарат имеет еще одно значительное преимущество: каждая трубка может работать в своем режиме (при различных значениях напряжения и тока, кВ и мА соответственно). Это позволяет лучше дифференцировать на изображении близкорасположенные объекты различных плотностей. Особенно это важно при контрастировании сосудов и образований, находящихся близко от костей, или металлоконструкций. Данный эффект основан на различном поглощении излучения при изменении его параметров у смеси кровь + йодсодержащее контрастное вещество при неизменности этого параметра у гидроксиапатита (основы кости) или металлов.

В остальном аппараты являются обычными МСКТ-аппарата-ми и обладают всеми их преимуществами.

Известно, что при одинаковой энергии рентгеновского излучения материал с большей относительной молекулярной массой будет поглощать рентгеновское излучение в большей степени, чем вещество с меньшей относительной молекулярной массой. Подобное ослабление рентгеновского пучка может быть легко зафиксировано. Однако на практике мы имеем дело с совершенно неоднородным объектом – телом человека. Поэтому часто случается, что детекторы фиксируют несколько рентгеновских пучков одинаковой интенсивности, в то время как они прошли через совершенно различные среды. Это наблюдается, например, при прохождении через однородный объект достаточной протяженности и неоднородный объект с такой же суммарной плотностью.

При продольной томографии разницу между плотностью отдельных участков определить невозможно, поскольку «тени» участков накладываются друг на друга. С помощью компьютерной томографии решена и эта задача, так как при вращении рентгеновской трубки вокруг тела пациента детекторы регистрируют 1,5–6 млн сигналов из различных точек (проекций), и что особенно важно, каждая точка многократно проецируется на различные окружающие точки.

При регистрации ослабленного рентгеновского излучения на каждом детекторе возбуждается ток, соответствующий величине излучения, попадающего на детектор. В системе сбора данных ток от каждого детектора (500-2400 штук) преобразуется в цифровой сигнал и после усиления подается в ЭВМ для обработки и хранения. Только после этого начинается собственно процесс восстановления изображения.

Восстановление изображения среза по сумме собранных проекций является чрезвычайно сложным процессом, и конечный результат представляет собой некую матрицу с относительными числами, соответствующую уровню поглощения каждой точки в отдельности.

В компьютерных томографах применяются матрицы первичного изображения 256 х 256, 320 х 320, 512 х 512 и 1024 х 1024 элементов. Качество изображения растет при увеличении числа детекторов, количества регистрируемых проекций за один оборот трубки и первичной матрицы. Увеличение количества регистрируемых проекций ведет к повышению лучевой нагрузки, применение большей первичной матрицы – к увеличению времени обработки среза или необходимости устанавливать дополнительные специальные процессоры видеоизображения.

Получение компьютерной томограммы (среза) головы на выбранном уровне основывается на выполнении таких операций, как:

1) формирование требуемой ширины рентгеновского луча (кол-лимирование);

2) сканирование головы пучком рентгеновского излучения, осуществляемого движением (вращательным и поступательным) вокруг неподвижной головы пациента устройства «излучатель – детекторы»;

3) измерение излучения и определение его ослабления с последующим преобразованием результатов в цифровую форму;

4) машинный (компьютерный) синтез томограммы по совокупности данных измерения, относящихся к выбранному слою;

5) построение изображения исследуемого слоя на экране видеомонитора (дисплея).

В системах компьютерных томографов сканирование и получение изображения происходят следующим образом. Рентгеновская трубка в режиме излучения «обходит» голову по дуге 240°, останавливаясь через каждые 3° этой дуги и делая продольное перемещение. На одной оси с рентгеновским излучателем закреплены детекторы – кристаллы йодистого натрия, преобразующие ионизирующее излучение в световое. Последнее попадает на фотоэлектронные умножители, превращающие эту видимую часть в электрические сигналы. Электрические сигналы подвергаются усилению, а затем преобразованию в цифры, которые вводят в ЭВМ. Рентгеновский луч, пройдя через среду поглощения, ослабляется пропорционально плотности тканей, встречающихся на его пути, и несет информацию о степени его ослабления в каждом положении сканирования. Интенсивность излучения во всех проекциях сравнивается с величиной сигнала, поступающего с контрольного детектора, регистрирующего исходную энергию излучения сразу же на выходе луча из рентгеновской трубки.

Следовательно, формирование показателей поглощения (ослабления) для каждой точки исследуемого слоя происходит после вычисления отношения величины сигнала на выходе рентгеновского излучателя к значению его после прохождения объекта исследования (коэффициенты поглощения).

В ЭВМ выполняются математическая реконструкция коэффициентов поглощения и пространственное их распределение на квадратной многоклеточной матрице, а полученные изображения передаются для визуальной оценки на экран дисплея.

За одно сканирование получают два соприкасающихся между собой среза толщиной 10 мм каждый. Картина среза восстанавливается на матрице размером 160 х 160 мм.

Полученные коэффициенты поглощения выражают в относительных единицах шкалы, нижняя граница которой (-1000 ед. Н.) (ед. Н. – единицы Хаунсфильда, или числа компьютерной томографии) соответствует ослаблению рентгеновских лучей в воздухе, верхняя (+1000 ед. Н.) – ослаблению в костях, а за ноль принимается коэффициент поглощения воды. Различные ткани мозга и жидкие среды имеют разные по величине коэффициенты поглощения. Например, коэффициент поглощения жира находится в пределах от -100 до 0 ед. Н., спинно-мозговой жидкости – от 2 до 16 ед. Н., крови – от 28 до 62 ед. Н. Это обеспечивает возможность получать на компьютерных томограммах изображение основных структур мозга и многих патологических процессов в них. Чувствительность системы в улавливании перепада рентгеновской плотности в обычном режиме исследования не превышает 5 ед. Н., что составляет 0,5 %.

На экране дисплея высоким значениям плотности (например, кости) соответствуют светлые участки, низким – темные. Градационная способность экрана составляет 15–16 полутоновых ступеней, различаемых человеческим глазом. На каждую ступень, таким образом, приходится около 130 ед. Н.

Для полной реализации высокой разрешающей способности томографа по плотности в аппарате предусмотрены средства управления так называемой шириной окна и его уровня (положения), чтобы дать рентгенологу возможность анализировать изображение на различных участках шкалы коэффициентов поглощения. Ширина окна – это величина разности наибольшего и наименьшего коэффициентов поглощения, соответствующая указанному перепаду яркости. Положение, или уровень, окна (центр окна) – это величина коэффициентов ослабления, равная середине окна и выбираемая из условий наилучшего выявления плотностей интересующей группы структур или тканей. Важнейшей характеристикой является качество получаемого изображения.

Известно, что качество визуализации анатомических образований головного мозга и очагов поражения зависит в основном от двух факторов: размера матрицы, на которой строится томограмма, и перепада показателей поглощения. Величина матрицы может оказывать существенное влияние на точность диагностики. Так, количество ошибочных диагнозов при анализе томограмм на матрице 80 х 80 клеток составляло 27 %, а при работе на матрице 160 х 160 уменьшилось до 11 %.

Компьютерный томограф обладает двумя видами разрешающей способности: пространственной и по перепаду плотности. Первый тип определяется размером клетки матрицы (обычно – 1,5 х 1,5 мм), второй равен 5 ед. Н. (0,5 %). В соответствии с этими характеристиками теоретически можно различать элементы изображения размером 1,5 х 1,5 мм. При перепаде плотности между ними не меньше 5 ед. Н. (1 %) удается выявлять очаги величиной не менее 6 х 6 мм, а при разнице в 30 ед. Н. (3 %) – детали размером 3 х 3 мм. Обычная рентгенография позволяет уловить минимальную разницу по плотности между соседними участками в 10–20 %. Однако при очень значительном перепаде плотностей рядом расположенных структур возникают специфические для данного метода условия, снижающие его разрешающую способность, так как при построении изображения в этих случаях происходит математическое усреднение, и при этом очаги небольших размеров могут быть не обнаружены. Чаще это происходит при небольших зонах пониженной плотности, расположенных вблизи массивных костных структур (пирамиды височных костей) или костей свода черепа. Важным условием для обеспечения проведения компьютерной томографии является неподвижное положение пациента, ибо движение во время исследования приводит к возникновению артефактов-наводок: полос темного цвета от образований с низким коэффициентом поглощения (воздух) и белых полос от структур с высоким КП (кость, металлические хирургические клипсы), что также снижает диагностические возможности.

Для получения более четкого изображения патологически измененных участков в головном мозге применяют эффект усиления контрастности, который достигается внутривенным введением рентгеноконтрастного вещества. Увеличение плотности изображения на компьютерной томограмме после внутривенного введения контрастного вещества объясняется внутри– и внесосудистыми компонентами. Внутрисосудистое усиление находится в прямой зависимости от содержания йода в циркулирующей крови. При этом увеличение концентрации на 100 мг йода в 100 мл обусловливает величины абсорбции на 26 ед. Н. При компьютерно-томографических измерениях венозных проб после введения 60 % контрастного вещества в дозе 1 мл на 1 кг массы тела плотность потока повышается в среднем в течение 10 мин после инъекции, составляет 39,2, ±9,8 ед. Н. Содержание контрастного вещества в протекающей крови изменяется в результате того, что относительно быстро начинается выделение его почками. Уже в течение первых 5 мин после болюсной инъекции концентрация вещества в крови в среднем снижается на 20 %, в последующие 5 мин – на 13 % и еще через 5 мин – на 5 %.

Нормальное увеличение плотности мозга на компьютерной томограмме после введения контрастного вещества связано с внут-рисосудистой концентрацией йода. Можно получить изображение сосудов диаметром до 1,5 мм, если уровень йода в крови составляет примерно 4 мг/мл и при условии, что сосуд расположен перпендикулярно к плоскости среза. Наблюдения привели к выводу, что контрастное вещество накапливается в опухолях.

Глава 2

ФУНКЦИОНАЛЬНАЯ ДИАГНОСТИКА

Электрокардиографы

Электрокардиограмма – графическое выражение изменений во времени интегральной электрической активности сердца. Метод позволяет оценить важнейшие функции сердца: автоматизм, возбудимость и проводимость.

Электрические явления, связанные с деятельностью всего сердца, принято рассматривать на примере отдельного мышечного волокна. Это допустимо, поскольку электрические процессы, происходящие в миокардиальной клетке и в сердце в целом, имеют общие закономерности. В состоянии покоя наружная поверхность клеточной мембраны мышечного волокна заряжена положительно (+). При возбуждении ее деполяризованный участок изменяет заряд на отрицательный (-). Реполяризация мышечной клетки сопровождается восстановлением (+) зарядов на ее поверхности.

Процесс распространения по мышечному волокну волны деполяризации, как и волны реполяризации, схематически можно представить в виде перемещения двойного слоя зарядов, расположенных на границе возбужденных заряженных (-) и невозбужденных заряженных (+) участков волокна. Система, состоящая из двух равных по величине, но противоположных по знаку зарядов, называется диполем. Положительный полюс диполя всегда обращен в сторону невозбужденного, а отрицательный полюс – в сторону возбужденного участка мышечного волокна.

Диполь может служить моделью электрической активности отдельного мышечного волокна (элементарный диполь). Элементарный диполь характеризуется разностью потенциалов и является источником элементарной электродвижущей силы (ЭДС). ЭДС – величина векторная; ее характеризуют абсолютное значение и направление. В электрокардиографии принята положительная полярность вектора, т. е. направление от (-) к (+).

На поверхности невозбужденного мышечного волокна разность потенциалов отсутствует – регистрирующий прибор фиксирует изолинию. При появлении возбуждения на границе возбужденных и невозбужденных участков появляется диполь, который вместе с волной возбуждения на ее гребне перемещается по мышечному волокну. Между возбужденными и оставшимися на данный момент в состоянии покоя участками поверхности миокардиального волокна возникает разность потенциалов. Если электрод, соединенный с положительным полюсом регистрирующего прибора (активный, дифферентный), обращен к (+) полюсу диполя, т. е. вектор ЭДС направлен к этому электроду, то регистрируется отклонение кривой вверх (или положительный зубец). В случае, когда активный электрод обращен к отрицательному заряду диполя, т. е. вектор ЭДС направлен от этого электрода, возникает отклонение кривой вниз (или отрицательный зубец).

В каждый момент сердечного цикла в состоянии возбуждения оказывается множество мышечных волокон, которые представляют собой элементарные диполи. При одновременном существовании нескольких диполей их ЭДС взаимодействуют по закону сложения векторов, образуя суммарную ЭДС. Таким образом, при определенных допущениях сердце можно рассматривать как один точечный источник тока – суммарный единый сердечный диполь, продуцирующий суммарную ЭДС.

Импульс к возбуждению сердца в норме генерируют Р-клетки синоатриального узла, обладающие наиболее высоким автоматизмом (способностью к спонтанной медленной диастолической деполяризации). Из синоатриального узла, расположенного в верхней части правого предсердия, возбуждение распространяется по сократительному миокарду предсердий (сначала правого, затем обоих и на заключительном этапе – левого) по межпредсердно-му пучку Бахмана и межузловым специализированным трактам (Бахмана, Венкебаха, Тореля) к атриовентрикулярному узлу.