Главная страница | Контакты | Случайная страница Автомобили Астрономия Биология География Дом и сад Другие языки Другое Информатика История Культура Литература Логика Математика Медицина Металлургия Механика Образование Охрана труда Педагогика Политика Право Психология Религия Риторика Социология Спорт Строительство Технология Туризм Физика Философия Финансы Химия Черчение Экология Экономика Электроника

ОФОРМЛЕНИЕ

Развитие методов рентгенографии и средств их реализации привело к возможности получения двумерных изображений различных сечений биообъектов, называемых томограмма­ми. Соответственно, аппаратура для получения изображения выбранных сечений (срезов) получила название томографов. В зависимости от типов источников и приемников излуче­ний различают следующие типы томографов: рентгеновские, ядерно-магниторезонансные, эмиссионные изотопные, уль­тразвуковые, биоимпедансные и т.д. Появление достаточно мощной вычислительной техники позволило, с одной сторо­ны, повысить качество томографических изображений, про­изводить их автоматическую обработку, архивацию и т.д., а с другой стороны, по системе отображений срезов объектов реконструировать их трехмерные изображения, включая и изображение патологических очагов на них, что в значитель­ной мере позволяет улучшить диагностические возможности соответствующей аппаратуры.

Формирование томографических изображений. Обобщен­ные структуры рентгеновских компьютерных томографов

Исторически первые томографы использовали рентгенов­ский принцип получения изображений, и поэтому под томог­рафией (от греч. tomo - слой и graph — пишу) понимали мето­дику рентгенологического исследования, с помощью которой можно получать изображение слоя, лежащего на определен­ной глубине исследуемого объекта. Обычно томографический рисунок получают, синхронно перемещая излучатель и рент­геновскую пленку в противоположных направлениях таким образом, чтобы тени органов, лежащих вне слоя, размывались при движении, а изображение слоя оставалось четким, но та­кое изображение сильно «портят» различные тени соседних слоев. Применение ЭВМ и специальных математических ме­тодов позволило по серии разноракурсных одномерных сиг­налов синтезировать достаточно четкие двумерные изобра­жения. Рассмотрим принцип получения такого изображения поперечного сечения среза по серии разноракурсных одно­мерных сигналов на примере обнаружения полупрозрачного цилиндра в прозрачном сосуде с водой (рис. 5.12,а).

Рис. 5.12. Схема формирования томографических изображений: С — сосуд с водой; ПЦ - полупрозрачный цилиндр; 1-4 - условное изображение направления сканирующих рентгеновских лучей

На рисунке 5.12,6 разноракурсные направления рентгеновских лучей изображены системой полосок с таким расчетом, что их интенсивность пропорциональна степени поглощения лучей, проходящих через сосуд с цилиндром. В соответствии с этим показано их затемнение на фотопленке. Если проявленные позитивы сложить под теми же углами, в которых действовало излучение, то получим картину, похо­жую на изображение поперечного сечения цилиндра в бан­ке с водой. Картина не изменится, если сделать фотографий этих поперечных полос и затем развернуть эти полосы на плоскость. Получим что-то похожее на суммарную «густоту» полосок поглощения лучистой энергии по линии попереч­ного сечения в плоскости, где находились движущиеся ис­точник и приемник излучения. При этом очевидно, что чем больше снимков сделано и чем меньше сдвинется угол при съемке, тем ближе полученное изображение к истинному изображению сечения. В вычислительной томографии вмес­то физического наложения изображений используют мате­матические аналоги такого суммирования и математические методы фильтрации.

В первом компьютерном томографе Хаунсфилда с проти­воположных от исследуемого объекта сторон синхронно пе­ремещались рентгеновский луч и детектор. Детектор все вре­мя регистрировал прошедшее через объект излучение. Затем система «излучатель—детектор» поворачивалась на несколько градусов относительно центра объекта и сканирование пов­торялось. Все сигналы, снимаемые с детектора, через аналогово-цифровой преобразователь вводились в ЭВМ, которая осуществляла синтез двумерных изображений.

Сравнивая обычные рентгенограммы с изображениями, полученными вычислительными методами с помощью совре­менных компьютеров, следует отметить, что если рентгенов­ские снимки дают контрастную чувствительность около 2%, то в компьютерных томографах она достигает 0,2%, что поз­волило регистрировать коэффициенты ослабления от воздуха до кости.

В первых томографах (рис. 5.13,а) время исследования со­ставляло более 5 минут, что приводило к существенным иска­жениям из-за возможных перемещений объекта, а движение внутренних органов кишечника, легких и сердца регистриро­вать было просто невозможно.

Дальнейшие исследования были направлены на сниже­ние времени получения изображения до 2 с и менее. Такое снижение времени экспозиции достигалось путем введения линеек детекторов и веерного плоского рентгеновского луча (рис. 5.13,6). Следующее поколение томографов снабжалось несколькими сотнями неподвижных детекторов с вращаю­щейся рентгеновской трубкой. В них толщина среза была уменьшена до 2 мм (рис. 5.13,в). При использовании линейки детекторов важным условием является коллимация — направ­ленность каждого детектора на фокус излучателя. Существуют системы с кольцевым набором детекторов, где вращается один излучатель (рис. 5.13, г).

Рис. 5.13.

Схема построения компьютерных томографов: И — излучатель; Клл — коллиматор; Дт — детектор; О — объект

В варианте построения томографов, когда тяжелое рентге­новское питающее устройство размещается отдельно от излучателя, соединяющие их кабели выполнены так, чтобы серия сканирования состояла из цикла раскручивания и скручива­ния питающих проводов. Например, сочетают оборот излуча­теля в одном направлении с перемещением стола с пациентом на 1 см. При вращении излучателя в другом направлении стол продвигают еще на 1 см и т.д.

Системы совершают от половины до полного оборота. Иногда используют несколько неподвижных излучателей, последовательно переключаемых в процессе исследования.

Рассмотрим упрощенную структуру одной из конструк­ций рентгеновского томографа (рис. 5.14). Рентгеновское пи­тающее устройство (РПУ) обеспечивает импульсное питание источника рентгеновского излучения (РИ). Импульсы рент­геновского излучения проходят через исследуемый биообъект (БО), коллиматоры (Клл) и регистрируются одновременно всеми детекторами линейки (ЛДт). Сигналы с детекторов пос­тупают в блок запоминающих устройств (ЗУ), затем последо­вательно считываются аналогово-цифровым преобразовате­лем (АЦП) и поступают в центральную ЭВМ для обработки.

Рис. 5.14. Вариант структурной схемы компьютерного томографа:

СП - стол пациента; ПрВр - привод вращения; Дс - дисплей; ЦПт - центральный пульт

В настоящее время распространены конструкции томог­рафов, в которых относительно непрерывно вращающегося агрегата с рентгеновской трубкой непрерывно и плавно дви­жется стол пациента. Этот способ сканирования называют винтовым, или спиральным. Он обеспечивает скорость по­лучения информации более пяти изображений в секунду. В ряде конструкций используют спаренные детекторы, которые позволяют одновременно сканировать два среза тела челове­ка. Также системы позволяют «видеть» изменения сосудов на работающем сердце.

В рентгеновской компьютерной томографической систе­ме IMATRON тяжелую вращающуюся конструкцию «РПУ-излучатель» заменили управляемым (электронным способом) сканирующим лучом, который «бомбардирует» круговой анод вокруг тела пациента (рис. 5.15).

Рис. 5.15.Схема компьютерного томографа с управляемым лучом сканирования: И - излучатель; КО и КФ - катушки отклонения и фокусирующая; КДт - кольцевые детекторы; А - анод; СП - стол пациента

Отраженный от анода (А) луч, вращаясь, проходит через тело пациента и попадает на кольцевые детекторы (КДт), с ко­торых сигналы усиливаются и передаются в вычислительный блок для реконструкции изображений.

Для размещения большого количества детекторов в малых объемах была разработана специальная технология, упаковыва­ющая множество герметичных цилиндрических ионизацион­ных камер с ксеноном в конструкции дуговой конфигурации.

В системах, использующих твердотельные детекторы, рентге­новское излучение непосредственно преобразуется в электри­ческие сигналы, подаваемые на интегральные усилители.

В рентгеновских компьютерных томографах излучение не монохроматично, и поэтому коэффициенты ослабления из­лучения и эффективные значения энергии определяются как некоторые усредненные величины. Это учитывают при разра­ботке программ восстановления изображений.

При реконструкции изображений используют специаль­ные математические методы восстановления двумерных изоб­ражений по ряду одномерных проекций.

Ядерно-магнитно-резонансные томографы

Физика эффекта ядерно-магнитного резонанса (ЯМР) до­статочно точно описывается в терминах квантовой механики. Однако в первом приближении для понимания принципов построения ЯМР-томографов можно использовать понятия классической физики. Известно, что около 2/3 положитель­но заряженных ядер атомов обладают некоторым магнитным моментом благодаря их механическому вращению вокруг собственной оси, называемому спином. Спин — это собствен­ный момент количества движения, обусловленный вращением ядра, равный Ih, где I — характерное для каждого типа частиц целое (в том числе и нулевое) и полуцелое положительное чис­ло, называемое спиновым квантовым числом (например, спин протона равен 1/2, фотона — 1); h — постоянная Планка, Джс.

ЯМР-томографы медицинского назначения в качестве источника сигнала используют водород. Это обусловлено тем, что человеческое тело почти на 80% состоит из воды, содержа­щей атомы водорода с положительно заряженными протонами с нулевым спином. Вращение протона, обладающего зарядом (из-за неравного числа нуклонов), можно рассматривать как кольцевой ток, который индуцирует слабое магнитное поле. С этой точки зрения ядра можно рассматривать как диполи. Напряженность магнитного поля вокруг ядра зависит от типа ядра и характеризуется магнитным моментом, пропорцио­нальным спину ядра. Спиновой магнитный момент определяется по формуле

(5.3)

где — коэффициент пропорциональности, постоянный для каждого вида ядер и называемый магнитно-механическим, или гиромагнитным, отношением.

В обычном состоянии (состоянии равновесия, при отсутствии внешнего магнитного поля) все ядра водорода ориентированы в пространстве человеческого тела случайно, следовательно, случайно ориентированы и их оси вращения, вследствие чего суммарный магнитный момент отсутствует (М=0). Когда исследуемый объект размещается внутри внешнего постоянного магнитного поля В₀, магнитные моменты протонов ориентируются по направлению силовых линий этого поля, причем часть из них ориентируется в том же направлении, в котором действует внешнее магнитное поле (параллельно), а часть — в противоположном (антипараллельно). Протоны, магнитные поля которых сонаправлены с напряженностью внешнего магнитного поля, находятся на энергетически более низком уровне по сравнению с протонами антипараллельной ориентации. Разница в энергии протонов этих двух ориентаций () увеличивается пропорционально напряженности внешнего магнитного поля и температуре:

(5.4)

где — магнитный момент протона, А∙м²; — частота электромагнитного излучения, испускаемая или поглощаемая протонами при переходе с одного энергетического уровня на другой, Гц.

Этот энергетический процесс обеспечивает возникновение и существование собственного магнитного момента (М) исследуемой ткани (рис. 5.16). Протоны, переориентированные вдоль силовых линий внешнего магнитного поля В₀, достигают состояния равновесия, а сумма магнитных векторов отдельных протонов создает вектор объемной намагниченности, параллельный направлению внешнего поля. Состояние вновь достигнутого равновесия сохраняется, пока действует внешнее магнитное поле В₀. Направление, параллельное силовым линиям внешнего магнитного поля, определим как продольное (или ось Z в трехмерной системе координат).

Рис. 5.16. Прецессия протона

Следует иметь в виду, что спины протонов при постоянном магнитном поле совершают сложное движение в направлении оси Z (см. рис. 5.16). Это движение, кроме вращательного, построено таким образом, что основание оси вращения оста­ется фиксированным, а конец оси описывает в пространстве круговое движение, образуя своеобразный пространственный конус. Такое движение называют прецессией.

Скорость, или частота прецессии, ядра атома водорода за­висит только от напряженности магнитного поля и определя­ется уравнением Лармора

где – угловая частота, Гц,

Для ядер атомов водорода = 42,5659 МГц. Например, при индукции В₀ = 1 Тл частота прецессии протонов также равна 42,5659 МГц, а для томографа типа «Образ-1», у кото­рого напряженность магнитного поля равна 0,12 Тл, частота прецессии равна 1,5 МГц.

Ансамбли протонов, находящихся под действием посто­янного магнитного поля, прецессируют с одинаковой часто­той, но в разных фазовых отношениях (параллельно и анти- параллельно внешнему полю), но, учитывая, что большинство магнитных моментов ориентировано параллельно полю, их векторная сумма будет сонаправлена с напряженностью вне­шнего поля. Векторная сумма магнитных моментов ансамбля ядер называется общим магнитным моментом (М), или макро­скопической намагниченностью.

Поскольку движение спиновой системы можно рассмат­ривать как колебательное, то ей присущи резонансные свойс­тва, причем резонанса можно достичь, если применить вне­шнее возбуждение с частотой, сонаправленной с собственной частотой системы. При магнитном резонансе это — ларморова частота. Воздействуя на спиновую систему в фазе с ее собс­твенными колебаниями, можно достичь больших колебаний с минимальными затратами энергии.

Для возбуждения спиновой системы, находящейся в пос­тоянном магнитном поле, обычно используют импульсное электромагнитное поле радиочастотного метрового диапазо­на. Частота этих радиоволн должна быть равна или близка к ларморовой частоте ядер. Когда на ядра атомов водорода, до­стигших состояния равновесия в постоянном внешнем маг­нитном поле, воздействуют электромагнитными импульсами радиочастотного диапазона, энергия последних передается протонам. Результатом воздействия является то, что протоны переходят в состояние равновесия на более высоком энерге­тическом уровне Е₂, что соответствует их переориентации с параллельной на антипараллельную (рис. 5.17).

Рис. 5.17. Воздействие радиоимпульса на ядро атома водорода

Достигаемое состояние нестабильного равновесия бу­дет сохраняться только на период действия радиоимпульса. Как только оно прекращается, ядра быстро возвращаются на нижний энергетический уровень Е_р к первоначальному равновесию, а избыток энергии теряется ими в виде элект­ромагнитного импульса излучения той же частоты. Это «поглощение-излучение» получило название ядерно-магнитного резонанса. При этом следует иметь в виду, что исследуемые участки тела состоят из больших групп ядер, и поэтому эффект ЯМР является результатом взаимодействия всех имеющихся ядер, а общий магнитный момент (М) является результирую­щим из суммы всех отдельных магнитных моментов ядер. Та­ким образом, если регистрировать сигналы от ансамблей ядер водорода, образующихся в результате феномена ЯМР, можно получить интегральную картину распределения этих ядер на интересующих участках биообъекта и, в конце концов, синте­зировать соответствующие плоские и объемные изображения искомых объектов по распределению в них молекул воды.

Если до воздействия импульса вектор М направлен по оси Z (рис. 5.18,а), а после него переходит в плоскость X-Y, то такой импульс называется 90-градусным (рис. 5.18,6). Если же в результате прохождения возбуждения импульса вектор объемной намагниченности инвертируется, то он называется 180-градусным (рис. 5.18,в), что соответствует переходу всех протонов на верхний энергетический уровень.

ОФОРМЛЕНИЕ