Datortomografi - en metod för icke-förstörande skikt-för-skikt-studie av den inre strukturen hos ett objekt, föreslogs 1972 av Godfrey Hounsfield och Allan Cormack , som tilldelades Nobelpriset för denna utveckling . Metoden är baserad på mätning och komplex datorbearbetning av skillnaden i röntgenförsvagning av vävnader med olika densitet. För närvarande är datortomografi med röntgen den huvudsakliga tomografiska metoden för att undersöka mänskliga inre organ med hjälp av röntgenstrålar.
De första matematiska algoritmerna för CT utvecklades 1917 av den österrikiske matematikern I. Radon (se Radontransform ). Den fysiska grunden för metoden är den exponentiella lagen för strålningsdämpning , som är giltig för rent absorberande media. I röntgenområdet för strålning är den exponentiella lagen uppfylld med en hög grad av noggrannhet, så de utvecklade matematiska algoritmerna tillämpades först specifikt för röntgendatortomografi.
År 1963 löste den amerikanske fysikern A. Cormack upprepade gånger (men på ett annat sätt än Radon) problemet med tomografisk restaurering, och 1969 designade den engelske ingenjör-fysikern G. Hounsfield från EMI -företaget "EMI-scannern" - den första datoriserade röntgentomografin, vars kliniska prövningar gick igenom 1971 - endast avsedd för huvudskanning. Medel för utvecklingen av CT tilldelades av EMI, i synnerhet på grund av de höga inkomsterna från kontraktet med The Beatles [1] .
1979, "för utvecklingen av datortomografi" tilldelades Cormack och Hounsfield Nobelpriset i fysiologi eller medicin.
Bilderna som erhålls med datortomografi med röntgen har sina motsvarigheter i anatomistudiens historia . I synnerhet utvecklade Nikolai Ivanovich Pirogov en ny metod för att studera den relativa positionen av organ av opererande kirurger, kallad topografisk anatomi . Kärnan i metoden var studiet av frusna lik, skurna i lager i olika anatomiska plan ("anatomisk tomografi"). Pirogov publicerade en atlas med titeln "Topografisk anatomi, illustrerad av snitt som gjorts genom den frusna människokroppen i tre riktningar." Faktum är att bilderna i atlasen förutsåg utseendet av liknande bilder som erhållits med stråltomografiforskningsmetoder. Naturligtvis har moderna metoder för att erhålla lager-för-lager-bilder ojämförliga fördelar: icke-traumatisk, vilket möjliggör in vivo-diagnostik av sjukdomar; möjligheten till hårdvarorepresentation i olika anatomiska plan (projektioner) en gång fått "rå" CT-data, såväl som tredimensionell rekonstruktion ; förmågan att inte bara bedöma storleken och den relativa positionen av organ, utan också att i detalj studera deras strukturella egenskaper och till och med vissa fysiologiska egenskaper, baserat på röntgentäthetsindikatorer och deras förändringar under intravenös kontrastförbättring.
Inom neurokirurgi , före införandet av datortomografi, användes ventrikulo- och pneumoencefalografi som föreslagits 1918-1919 av Walter Dandy . Pneumoencefalografi för första gången gjorde det möjligt för neurokirurger att visualisera intrakraniella neoplasmer med hjälp av röntgenstrålar. De utfördes genom att föra in luft antingen direkt in i hjärnans ventrikulära system (ventrikulografi) eller genom en lumbalpunktion i subaraknoidalrummet (pneumoencefalografi). Ventrikulografi, som föreslogs av Dandy 1918, hade sina begränsningar, eftersom det krävde införandet av ett borrhål och ventrikulopuncture för diagnostiska ändamål. Pneumoencefalografi, som beskrevs 1919, var en mindre invasiv teknik och användes i stor utsträckning för att diagnostisera intrakraniella massor. Båda metoderna var dock invasiva och åtföljdes av uppkomsten av intensiv huvudvärk, kräkningar hos patienter och innebar ett antal risker. Därför, med införandet av datortomografi, upphörde de att användas i klinisk praxis. Dessa metoder har ersatts av säkrare CT-ventrikulografi och CT-cisternografi, som används mycket mindre ofta, enligt strikta indikationer [2] , tillsammans med den allmänt använda icke-kontrastdatortomografin av hjärnan.
För visuell och kvantitativ bedömning av densiteten av strukturer som visualiseras med datortomografi används en röntgenstrålningsdämpningsskala, kallad Hounsfield-skalan (dess visuella reflektion på enhetens monitor är ett svartvitt bildspektrum). Omfånget av skalenheter (" densitometriska indikatorer , engelska Hounsfield-enheter "), som motsvarar graden av dämpning av röntgenstrålning av kroppens anatomiska strukturer, är från -1024 till +3071, det vill säga 4096 dämpningstal. Medelvärdet i Hounsfield-skalan (0 HU) motsvarar vattnets densitet, negativa värden på skalan motsvarar luft och fettvävnad, positiva värden motsvarar mjukvävnader, benvävnad och tätare ämnen (metall). I praktiska tillämpningar kan de uppmätta dämpningsvärdena variera något från apparat till apparat.
"röntgendensitet" - medelvärdet för strålningsabsorption av vävnaden; vid utvärdering av en komplex anatomisk och histologisk struktur tillåter mätningen av dess "röntgendensitet" oss inte alltid att exakt ange vilken vävnad som visualiseras (till exempel har mjuka vävnader mättade med fett en densitet som motsvarar vattendensiteten) .
En vanlig datorskärm kan visa upp till 256 nyanser av grått, vissa specialiserade medicinska apparater kan visa upp till 1024 nyanser. På grund av den betydande bredden på Hounsfield-skalan och oförmågan hos befintliga monitorer att reflektera hela dess omfång i svart och vitt, används en mjukvaruomräkning av grågradienten beroende på skalintervallet av intresse. Bildens svartvita spektrum kan användas både i ett brett spektrum ("fönster") av densitometriska indikatorer (strukturer av alla densiteter visualiseras, men det är omöjligt att särskilja strukturer som är nära i densitet), och i en mer eller mindre smal med en given nivå av dess centrum och bredd ("lungfönster", "mjukdelsfönster", etc., i det här fallet går information om strukturer vars densitet ligger utanför intervallet förlorad, men strukturer sluter sig in. densitet är tydligt urskiljbara). Att ändra mitten av ett fönster och dess bredd kan jämföras med att ändra ljusstyrkan och kontrasten i en bild.
| Ämne | HU |
|---|---|
| Luft | −1000 |
| Fett | −120 |
| Vatten | ett |
| mjuk vävnad | +40 |
| Ben | +400 och uppåt |
En modern CT-skanner är ett komplext program- och hårdvarukomplex . Mekaniska komponenter och delar tillverkas med högsta precision. Ultrakänsliga detektorer används för att registrera den röntgenstrålning som passerat genom mediet . Designen och materialen som används i deras tillverkning förbättras ständigt. Vid tillverkning av datortomografi ställs de strängaste kraven på röntgenstrålare. En integrerad del av enheten är ett omfattande mjukvarupaket som låter dig utföra hela utbudet av datortomografi (CT) studier med optimala parametrar, för att utföra efterföljande bearbetning och analys av CT-bilder.
Ur en matematisk synvinkel reduceras att bygga en bild till att lösa ett system av linjära ekvationer . Så, till exempel, för att få ett tomogram med en storlek på 200 × 200 pixlar, inkluderar systemet 40 000 ekvationer. För att lösa sådana system har specialiserade metoder baserade på parallell beräkning utvecklats .
Utvecklingen av CT är direkt relaterad till en ökning av antalet detektorer, det vill säga en ökning av antalet samtidigt insamlade projektioner.
Enheten av den första generationen dök upp 1973. Den första generationen av CT-maskiner var steg-för-steg. Det fanns ett rör riktat mot en detektor. Skanningen gjordes steg för steg, ett varv per lager. Varje skikt bearbetades under cirka 4 minuter.
I den andra generationen av CT-enheter användes en fläktdesign. Flera detektorer installerades på rotationsringen mittemot röntgenröret. Bildbehandlingstiden var 20 sekunder.
Den 3:e generationen CT-skannrar introducerade konceptet med spiralformad CT-skanning. Röret och detektorerna i ett steg i tabellen utförde synkront full rotation medurs, vilket avsevärt minskade studietiden. Antalet detektorer har också ökat. Bearbetnings- och rekonstruktionstiden har minskat märkbart.
Den fjärde generationen har 1088 självlysande sensorer placerade i hela portalringen . Endast röntgenröret roterar. Tack vare denna metod reducerades rotationstiden till 0,7 sekunder. Men det finns ingen signifikant skillnad i bildkvalitet med 3:e generationens CT-enheter.
Helical CT har använts i klinisk praxis sedan 1988 , när Siemens Medical Solutions introducerade den första spiralformade CT-skannern. Spiralskanning består i att utföra två åtgärder samtidigt: kontinuerlig rotation av källan - ett röntgenrör som genererar strålning runt patientens kropp , och kontinuerlig translationsrörelse av bordet med patienten längs den längsgående skanningsaxeln z genom portalöppningen . I detta fall kommer röntgenrörets bana i förhållande till z-axeln (bordets rörelseriktning med patientens kropp) att ha formen av en spiral.
Till skillnad från sekventiell CT kan bordets rörelsehastighet med patientens kropp ta godtyckliga värden som bestäms av målen för studien. Ju högre hastighet bordets rörelse är, desto större omfattning av skanningsområdet. Det är viktigt att längden på bordets väg för ett varv av röntgenröret kan vara 1,5-2 gånger större än tjockleken på det tomografiska lagret utan att försämra bildens rumsliga upplösning.
Helical scanning-teknik har avsevärt minskat tiden som ägnas åt CT-undersökningar och avsevärt minskat strålexponeringen för patienten.
Multi-layer ("multispiral", "multi-slice" datortomografi - MSCT) introducerades först av Elscint Co. år 1992. Den grundläggande skillnaden mellan MSCT och spiraltomografer från tidigare generationer är att inte en, utan två eller flera rader av detektorer är placerade längs portalens omkrets. För att röntgenstrålning samtidigt ska tas emot av detektorer placerade i olika rader utvecklades en ny - en tredimensionell geometrisk form av strålen.
1992 dök den första dubbel-slice (dubbelhelix) MSCT med två rader av detektorer upp och 1998 fyra-slice (fyra helix) med fyra rader av detektorer, respektive. Utöver ovanstående egenskaper ökades antalet varv av röntgenröret från ett till två per sekund. Således är femte generationens fyrtråds-MSCT nu åtta gånger snabbare än konventionell fjärde generationens spiralformad CT. Under 2004-2005 presenterades MSCT med 32, 64 och 128 skivor, inklusive de med två röntgenrör. 2007 introducerade Toshiba CT-skannrar med 320 skivor på marknaden, 2013 - 512 och 640 skivor. De tillåter inte bara att få bilder, utan gör det också möjligt att observera de fysiologiska processer som sker i hjärnan och hjärtat i nästan "real" tid. .
En egenskap hos ett sådant system är möjligheten att skanna hela organet (hjärta, leder, hjärna etc.) i ett varv av röntgenröret, vilket minskar undersökningstiden, samt möjligheten att skanna hjärtat i patienter som lider av arytmier.
Fördelar med MSCT jämfört med konventionell spiralformad CTAlla dessa faktorer ökar avsevärt hastigheten och informationsinnehållet i forskningen.
Den största nackdelen med metoden förblir den höga strålningsexponeringen för patienten, trots att den under förekomsten av CT har reducerats avsevärt.
Fördelen med en detektoruppsättning är att antalet detektorer i rad enkelt kan utökas för att få fler sektioner per rotation av röntgenröret. Eftersom antalet element i sig är mindre i den adaptiva arrayen av detektorer, är antalet gap mellan dem också mindre, vilket minskar strålningsexponeringen för patienten och minskar elektroniskt brus. Därför har tre av de fyra globala MSCT-tillverkarna valt denna typ.
Alla ovanstående innovationer ökar inte bara den rumsliga upplösningen , utan tack vare specialutvecklade rekonstruktionsalgoritmer kan de avsevärt minska antalet och storleken på artefakter (främmande element) i CT-bilder.
Den största fördelen med MSCT jämfört med CT med enkel skiva är möjligheten att få en isotrop bild vid skanning med en submillimeter skivtjocklek (0,5 mm). En isotrop bild kan erhållas om ytorna på bildmatrisvoxeln är lika, det vill säga voxeln har formen av en kub . I detta fall blir de rumsliga upplösningarna i det tvärgående x-y-planet och längs den längsgående z-axeln desamma .
2005 introducerade Siemens Medical Solutions den första enheten med två röntgenkällor (Dual Source Computed Tomography). Teoretiska förutsättningar för dess skapelse fanns redan 1979 , men tekniskt sett var implementeringen vid den tidpunkten omöjlig.
Faktum är att det är en av de logiska fortsättningarna av MSCT-tekniken. Faktum är att när man undersöker hjärtat (CT koronar angiografi) är det nödvändigt att få bilder av föremål som är i konstant och snabb rörelse, vilket kräver en mycket kort skanningsperiod. I MSCT uppnåddes detta genom att synkronisera EKG och konventionell undersökning med rörets snabba rotation. Men den minsta tid som krävs för att registrera en relativt stationär skiva för MSCT med en rörrotationstid på 0,33 s (≈3 varv per sekund) är 173 ms , det vill säga rörets halvvarvstid. Denna tidsmässiga upplösning är helt tillräcklig för normala hjärtfrekvenser (studier har visat effekt vid takter under 65 slag per minut och runt 80, med ett gap av liten effektivitet mellan dessa takter och vid högre värden). Under en tid försökte de öka rotationshastigheten för röret i tomografportalen. För närvarande har gränsen för tekniska möjligheter för dess ökning nåtts, eftersom med en röromsättning på 0,33 s ökar dess vikt med en faktor 28 ( 28 g överbelastning ). För att uppnå en tidsupplösning på mindre än 100 ms krävs överbelastning på mer än 75 g.
Användningen av två röntgenrör placerade i en vinkel på 90° ger en tidsupplösning lika med en fjärdedel av rörets varvperiod (83 ms för ett varv på 0,33 s). Detta gjorde det möjligt att få bilder av hjärtat oavsett hastigheten på sammandragningarna.
En sådan anordning har också en annan betydande fördel: varje rör kan fungera i sitt eget läge (vid olika värden på spänning och ström, kV respektive mA). Detta gör det möjligt att bättre särskilja närliggande objekt med olika densitet i bilden. Detta är särskilt viktigt när man kontrasterar kärl och formationer som är nära ben eller metallstrukturer. Denna effekt är baserad på den olika absorptionen av strålning när dess parametrar ändras i en blandning av blod och jodinnehållande kontrastmedel, medan denna parameter förblir oförändrad i hydroxiapatit (basen av ben) eller metaller.
I övrigt är enheterna konventionella MSCT-enheter och har alla sina fördelar.
Det massiva införandet av ny teknologi och datoranvändning har gjort det möjligt att omsätta metoder som virtuell endoskopi , som bygger på CT och MRI .
För att förbättra differentieringen av organ från varandra, såväl som normala och patologiska strukturer, används olika metoder för kontrastförbättring (oftast med jodhaltiga kontrastmedel ).
De två huvudtyperna av administrering av kontrastmedel är oral (en patient med en viss regim dricker en lösning av läkemedlet) och intravenöst (utförs av medicinsk personal). Huvudsyftet med den första metoden är att kontrastera de ihåliga organen i mag-tarmkanalen; den andra metoden gör det möjligt att bedöma arten av ackumuleringen av kontrastmedlet av vävnader och organ genom cirkulationssystemet. Metoder för intravenös kontrastförbättring gör det i många fall möjligt att klargöra arten av de upptäckta patologiska förändringarna (inklusive ganska exakt indikera närvaron av tumörer, upp till antagandet om deras histologiska struktur ) mot bakgrund av de mjuka vävnaderna som omger dem, som samt att visualisera förändringar som inte upptäcks under normal ("native") forskning.
I sin tur kan intravenös kontrast utföras på två sätt: "manuell" intravenös kontrast och boluskontrast .
I den första metoden introduceras kontrasten manuellt av en röntgenlaboratorieassistent eller en procedursjuksköterska, tid och hastighet för administrering är inte reglerad, studien börjar efter införandet av ett kontrastmedel. Denna metod används på "långsamma" enheter av de första generationerna; i MSCT motsvarar den "manuella" administreringen av ett kontrastmedel inte längre metodens signifikant ökade kapacitet.
Med boluskontrastförstärkning injiceras kontrastmedlet intravenöst med en sprutinjektor med en inställd hastighet och tid för substanstillförseln. Syftet med boluskontrastförbättring är att avgränsa faserna av kontrastförbättring. Skanningstiderna varierar mellan maskiner, vid olika injektionshastigheter för kontrastmedel och mellan patienter; i genomsnitt, vid en läkemedelsinjektionshastighet på 4–5 ml/sek., börjar skanningen cirka 20–30 sekunder efter starten av injektionen av kontrastinjektorn, medan fyllning av artärerna (artärfasen av kontrastförstärkning) visualiseras. Efter 40-60 sekunder skannar enheten om samma område för att markera den portal-venösa fasen, där kontrasten av venerna visualiseras. En fördröjd fas urskiljs också (180 sekunder efter påbörjad administrering), där utsöndringen av kontrastmedlet genom urinsystemet observeras.
CT-angiografi låter dig få en skiktad serie bilder av blodkärl; Baserat på erhållen data byggs en tredimensionell modell av cirkulationssystemet upp med hjälp av datorefterbehandling med 3D-rekonstruktion.
Spiral CT-angiografi är en av de senaste framstegen inom datortomografi med röntgen. Studien genomförs på poliklinisk basis. Ett jodhaltigt kontrastmedel i en volym av cirka 100 ml injiceras i kubitalvenen . Vid tidpunkten för införandet av ett kontrastmedel görs en serie skanningar av området som studeras.
En metod som låter dig utvärdera blodets passage genom kroppens vävnader, särskilt:
Datortomografi används ofta inom medicin för flera ändamål:
Vid förskrivning av en datortomografi, som vid förskrivning av röntgenstudier, måste följande aspekter beaktas [4] :
Det slutliga beslutet om genomförbarhet, omfattning och typ av forskning tas av radiologen [5] .
Utan kontrast:
Med kontrast:
Datortomografi ökar också frekvensen av DNA-skador . När man utförde datortomografi var stråldosen 150 gånger högre än med en enda lungröntgen [ 6] .
| Medicinska avbildningsmetoder | |
|---|---|
| Röntgen | |
| Magnetisk resonans | |
| Radionuklid | |
| Optisk (laser) | |
| Ultraljuds |
|
| Endoskopisk | |