Принципы проектирования БТС для компьютерной томографии

Определение целевого назначения и класса проектируемой БТС. Томография — метод зондирования объекта излучением той или иной природы для получения изображений различных слоев объекта (греч. томос — слой и графо — пишу). Классическая томография представляет собой метод восстановления информации о внутренней структуре объектов.

Томографы относятся к классу физических диагностических БТС, поскольку получение изображений слоев объекта основано на регистрации распределения коэффициента линейного ослабления излучения тканями пациента. Затем с помощью томограммы проводят диагностику состояния пациента (см. рис. 12.1).

Принцип действия томографов заключается в том, что при синхронном движении излучателя и приемника, а также при повороте пучка излучения относительно некоторого центра происходит размазывание слоев, расположенных выше и ниже плоскости, в которой лежит этот центр. В результате размазывания на регистраторе, например рентгеновской пленке, изображается слой, находящийся внутри объекта исследования.

Разработаны различные варианты томографии, с помощью которых можно получить изображения продольных, поперечных, плоских или изогнутых слоев обследуемого объекта.

При продольной томографии источник зондирующего излучения 1 (рис. 12.35) и регистратор 4 движутся навстречу друг другу в параллельных плоскостях А и С.

Рис. 12.35. Принцип действия продольного томографа:

1,2- положение источника зондирующего излучения; 3 — объект; 4,5- положение регистратора; Л, В, С- плоскости Изображение плоскости В внутри объекта 3, в которой лежит точка пересечения осей зондирующего излучения, на регистраторе будет неподвижным. Изображения любой другой плоскости объекта будут смещаться по регистратору при одновременном движении системы источник — регистратор. Поэтому на регистраторе записывается сумма четкого изображения плоскости В («фокального» сечения) и смазанных движением остальных сечений объекта, которые создают низкочастотный фон.

В других вариантах томографии источник излучения и регистратор движутся параллельно друг другу в одном направлении, последовательно сканируя объект под разными углами (рис. 12.36). В результате при разных вариантах томографии получают теневые изображения различных слоев объекта (рис. 12.37).

Рис. 12.36. Схема сканирования при трансаксиальной томографии:

/ - источник рентгеновского излучения; 2 — детектор; 3 — сечение головы; I, II, III — первое, второе и третье сканирование.

Рис. 12.37. Томограммы различных слоев брюшной полости.

Цель проектирования БТС для медицинской компьютерной томографии — получение картины внутренних органов с помощью излучений разной природы для диагностики различных заболеваний.

Создание базы данных о свойствах биообъекта. Вербальная модель и анализ биообъекта. Возможности лучевой диагностики в распознавании заболеваний человека весьма велики. Ей доступны практически все органы и системы человека, все анатомические образования, размеры которых больше микроскопических.

Потребность в неинвазивном методе, который позволил бы заглянуть внутрь человеческого тела, не повреждая его, всегда была актуальной. Долгое время все сведения, касающиеся нормальной и патологической анатомии человека, были основаны главным образом на изучении трупов.

Возможность непосредственного просмотра живого, человеческого организма, который становится как бы «прозрачным», трудно переоценить. Вряд ли кто-нибудь из врачей прошлого мог предположить, что эта мечта осуществима.

В 1895 г. В. Рентген открыл коротковолновое электромагнитное излучение, которое дало возможность увидеть не оболочку, а структуру организма живого человека, изучить его анатомию и физиологию.

Сразу после того, как стало известно о существовании и свойствах рентгеновского излучения, врачи различных стран начали применять их для исследования важнейших внутренних органов и систем человеческого тела. Это привело к возникновению новой обширной медицинской дисциплины, которую за рубежом стали называть диагностической радиологией (лат. radius — луч), а в отечественной медицине — лучевой диагностикой.

Прогресс науки и техники непрерывен. Не успели врачи полностью освоить возможности рентгеновского излучения в диагностике, как появились другие методы, которые позволили получить изображения внутренних органов человека, дополняющие данные рентгенологического исследования. К ним относятся радионуклидное и ультразвуковое исследования, тепловидение, ядерномагнитный резонанс, фотонная эмиссия и др.

Перечисленные методы основаны на использовании излучений разной природы и частоты, которые могут проникать через ткани человеческого тела (рис. 12.38). Эти методы объединяет также то, что в результате взаимодействия волновых колебаний с органами и тканями на различных приемниках — фотопленке, бумаге, экране, ПЗС-матрице (ПЗС — прибор с зарядовой связью) — возникают изображения этих объектов. Расшифровка таких изображений позволяет судить о состоянии различных органов и тканей.

Компьютерный томограф представляет собой сложный прибор, принцип работы которого относительно прост. Через изучаемую область тела, например голову исследуемого, пропускают рентгеновское излучение. При прохождении через кожу головы, кости черепа, серое и белое вещества, а также желудочки головного мозга интенсивность излучения меняется. Это регистрируют денситометрические датчики, например ПЗС-матрица, информация с которых поступает в компьютер, обрабатывается и в виде изображения структур головного мозга высвечивается на экране монитора.

Рис. 12.38. Принцип зондирования биообъекта и детектирования сигнала на томографе:

I — рентгеновское излучение; 2 — биообъект; 3 — люминесцентный слой; 4 — световое излучение Прибор с зарядовой связью — интегральный полупроводниковый прибор, содержащий совокупность однотипных элементов, расположенных на единой подложке очень близко друг к другу. Он широко используется для получения изображений. Принцип действия ПЗС основан на хранении и перемещении информационного заряда последовательно по цепочке этих элементов.

Основной элемент ПЗС — МОПструктура (металл — оксид — полупроводник) или контакт с барьером Шоттки.

Информационный заряд вводится в ПЗС посредством облучения полупроводника световым потоком или инжекцией носителей из области р-и-перехода, смещенного в прямом направлении.

Прибор с зарядовой связью используют в запоминающих устройствах ЭВМ, устройствах преобразования изображения в электрические сигналы и обработки аналоговой информации.

Изобретение рентгеновской томографии с обработкой поступающей информации на ЭВМ произвело переворот в области получения изображения в медицине. Впервые об этом новом методе сообщил инженер М. Хаунсфилд (1972). Томограф, изготовленный и опробованный группой инженеров фирмы ЕМ1 (Англия), назвали ЭМИ-сканером. Его применяли только для исследования головного мозга.

В своем ЭМИ-сканере Хаунсфилд применил кристаллический детектор с фотоэлектронным умножителем (ФЭУ), однако источником излучения была трубка, жестко связанная с детектором, которая совершала сначала поступательное, а затем вращательное (1°) движение при постоянном включении рентгеновского излучения. Такое устройство ЭМИ-сканера позволяло получить томограмму за4…20 мин.

С помощью компьютерного томографа можно выделить плоское сечение тела, при этом рентгеновское излучение проходит сквозь это сечение лишь в тех направлениях, которые лежат внутри него и параллельны этому сечению. Никакая часть тела, расположенная вне данного сечения, не взаимодействует с рентгеновским излучением, и тем самым снимается проблема наложения паразитных изображений от различных частей тела. Рентгеновское изображение представляет собой изображение некоторого слоя (толщиной обычно в несколько миллиметров), который как бы физически «вынули» из организма и затем прозондировали проходящим сквозь него рентгеновским излучением в направлении, перпендикулярном плоскости среза. Полученные в результате изображения отображают анатомическую структуру объекта в данном сечении с пространственным разрешением около 1 мм и разрешением по плотности (коэффициентом линейного поглощения) более 1%.

Остронаправленный («карандашный») пучок рентгеновского излучения проходит через объект и регистрируется на томографе. При боковом сканировании системы источник — детектор формируется одиночная проекция. Цикл сканирования повторяется под разными углами, в результате чего образуется требуемый массив проекционных данных.

Следует отметить, что исследование на компьютерном томографе можно проводить как взрослым, так детям, оно занимает всего 5… 10 мин, абсолютно безболезненно и требует выполнения только одного условия: пациент должен спокойно лежать и не двигаться. При этом лучевая нагрузка на организм человека не больше, чем при рентгенографии кисти.

Часто диагностическое исследование имеет противопоказания. Противопоказания к проведению компьютерной томографии обычно отсутствуют.

Как было изложено выше, впервые метод томографии был апробирован в Англии в начале 1970;х годов. Через несколько лет исследование на компьютерном томографе стало обязательным при обследовании больных в ведущих клиниках мира.

В России первые компьютерные томографы были установлены в 1978 г. Однако их использовали лишь в нескольких диагностических центрах. С начала 1990;х годов практически в каждом регионе России работают центры, в которых можно провести компьютерную томографию головного мозга.

Работа человеческого мозга настолько сложна и точна, что любые ее сбои тут же проявляются в виде патологических признаков: головных болей, внезапных приступов отключения сознания, изменения поведения человека и др. Чтобы помощь при возникновении подобных признаков была своевременной, правильной, а значит, и успешной, необходимо установить причину недуга, выяснить, что происходит с мозгом.

Для этих целей применяется весь арсенал диагностических возможностей: неврологический молоточек, электрофизиологические методы исследования, а также аппаратура, основанная на использовании рентгеновского излучения. К последним относится и компьютерный томограф (см. рис. 12.36), являющийся в настоящее время одним из основных приборов для диагностики заболеваний нервной системы.

Круговое просвечивание и последующее построение послойного изображения объекта с помощью быстродействующей ЭВМ дает возможность установить локализацию и распространенность патологического процесса, оценить результаты лечения, в том числе лучевой терапии, выбрать подходы и объем оперативного вмешательства. Круговое просвечивание проводят с помощью специальных компьютерных томографов с вращающейся рентгеновской трубкой, которая перемещается вокруг неподвижного объекта, послойно обследуя все тело или его часть.

Компьютерную томографию головы делают после полного клинического обследования пациента с подозрением на повреждение центральной нервной системы. При черепно-мозговой травме выявляются переломы костей черепа, кровоизлияния, ушибы и отек мозга. С помощью томографии можно обнаружить пороки развития сосудов — аневризмы, определить расположение опухолей головного мозга, установить источник роста и распространенность опухоли. При исследовании органов грудной клетки хорошо видны средостение, магистральные сосуды, сердце, а также легкие и лимфатические узлы. При обследовании органов брюшной полости и забрюшинного пространства можно получить изображение селезенки, печени, поджелудочной железы и почек (более информативно при искусственном контрастировании). Дополняя данные клинического и рентгенологического исследований, компьютерная томография дает более полную информацию о внутренних органах.

Одна из основных причин смертности — рак, занимающий второе место в мире вслед за сердечно-сосудистыми заболеваниями. В целом 30% заболевших раком пациентов излечиваются и возвращаются к нормальной жизни. Химиотерапия коренным образом улучшила выживаемость пациентов, подвергавшихся лечению при некоторых менее распространенных видах рака, таких как тестикулярные заболевания, опухоли у детей и лимфомы, рассеянные опухоли. Однако большинство излеченных пациентов имели локализованные опухоли и прошли хирургическое лечение или лучевую терапию либо тот и другой метод лечения.

Успех лучевой терапии зависит от того, насколько точно обеспечивается облучение опухоли и ее микроскопических проростков необходимыми дозами. Поэтому необходимо точно определять дозу с помощью клинического обследования с применением оптимальных методов визуализации опухоли для конкретного случая ее локализации. Наличие нормальных, близлежащих к опухоли органов ограничивает радиационную дозу вследствие радиочувствительности, специфической для каждого органа. Если радиационная переносимость органов не будет учитываться при планировании лучевой терапии, то нормальные ткани будут испытывать постоянное повреждающее воздействие.

При определении объема лечебных мероприятий учитывают все имеющиеся данные о пациенте (результаты клинических, хирургических и радиологических обследований) в добавление к анамнезу, динамике развития и гистологии.

Локализацию опухоли и прилежащих к ней органов внутри тела пациента можно установить путем рентгеновской съемки в ортогональных проекциях при введении соответствующих рентгеноконтрастных веществ. Например, в мочевой пузырь такое вещество вводят с помощью катетера.

План проведения лучевой терапии разрабатывают для плоскости поперечного сечения с применением планирующего компьютера. В настоящее время общепринятый метод планирования имеет ограничения, связанные с тем, что планарная рентгенография не может визуализировать опухоль, а также с трудностями пересчета данных в поперечное сечение, что необходимо для дозиметрии.

Одна из проблем рентгенографии — потеря информации о трехмерных свойствах изучаемого объекта на фотопленке. Трехмерная структура тела проецируется («сплющивается») на плоскость в двухмерное изображение, что усложняет диагностику. Поэтому для восстановления информации о трехмерной структуре применяют такие методы, как стсреорентгенография и обычная томография.

Стандартная рентгенограмма позволяет сразу же выделить определенные анатомические особенности. Например, ребра видны в виде светлой структуры, поскольку ослабляют рентгеновское излучение сильнее, чем окружающие их мягкие ткани, так что в этих местах фотопленка получает меньшую экспозицию, затеняясь ребрами. Соответственно заполненные воздухом легкие выглядят как более темные области.

Простой расчет дает возможность указать те ткани, которые можно различить с помощью обычной трансмиссионной рентгеновской аппаратуры. Коэффициенты линейного ослабления типичного энергетического спектра излучения рентгеновских аппаратов воздухом, костной и мышечной тканью, кровью имеют следующие значения, см'¹: р_Воз_Д ⁼ 0; ц_кт = 0,480; р_мт = 0,180; р_к = = 0,178.

Ослабление первичного рентгеновского излучения слоем ткани с полостью толщиной 5 = 1 см можно вычислить, используя закон Бера:

где /₀ — интенсивность падающего излучения.

В табл. 12.6 приведены результаты изменения контраста для полости внутри слоя мышечной ткани, заполненной различными веществами.

С помощью обычных рентгеновских пленок визуально можно легко различать контраст порядка 2 %. Поэтому ребро толщиной 1 см или же заполненная воздухом трахея диаметром 1 см могут быть визуализированы. Однако кровь в кровеносных сосудах и в таких тонких структурах мягких тканей, как детали анатомического строения сердца, различить с помощью обычного рентгеновского аппарата невозможно.

Таблица 12.6. Результаты изменения контраста для полости внутри слоя мышечной ткани, заполненной различными веществами.

Действительно, чтобы сделать видимыми кровеносные сосуды, в кровь необходимо ввести жидкое контрастное вещество, содержащее соединения йода. Это на время увеличит коэффициент линейного ослабления жидкой среды до значения, при котором возникнет требуемый контраст. Рассеяние излучения снизит контраст.

Помимо перечисленного выше рентгеновская аппаратура обладает двумя недостатками: невозможностью различения мягких тканей и невозможностью разрешать пространственные структуры вдоль направления распространения рентгеновского излучения. В связи с этим возникает задача математического описания методов восстановления изображений в классических томографах в целях нахождения способов улучшения качества лучевой диагностики.

Создание физической и математической моделей биообъекта.

Пусть функция /(х, у, z) отображает исходное распределение внутренних неоднородностей объекта, например коэффициента линейного ослабления р (х, у, z) = kf (x, у, z) зондирующего излучения. Предположим, что исследуемый объект сканируется плоскими двухмерными пучками проникающего излучения, оси которых лежат в плоскости ху и пересекаются в точке О (рис. 12.39), а также что источник зондирующего излучения расположен на достаточном расстоянии от объекта. Тогда пучки излучения в области объекта будут параллельными. Предположим также, что траектория зондирующего излучения прямолинейна, т. е. не учитываются дифракция и рефракция проникающего излучения.

Рис. 12.39. Схема сканирования исследуемого объекта плоскими двухмерными пучками проникающего излучения:

1,2,3- источники зондирующего излучения; 4 — объект; 5 — плоскость регистратора; О, СУ, О" - проекции начала координат на плоскость регистратора (центры проекций); ось г перпендикулярна плоскости рисунка (не показана) В качестве исходной информации для продольной томографии объектов используют набор двухмерных проекций (интегральное преобразование Радона):

где 8(…)-дельта-функция.

Двухмерные проекции представляют собой линейные интегралы искомой функции f (x, y, z) вдоль линий зондирования, которые задаются уравнением прямой р = xcos|/ + у sin у, перпендикулярной оси пучка зондирующего излучения и составляющей угол |/ с осью х (см. рис. 12.39).

Для восстановления функции f (x, y, z) используют алгоритм суммирования фильтрованных обратных проекций:

Оператор фильтрации.

где ® — значок одномерной свертки; h (p) — импульсный отклик.

+00.

так называемого р-фильтра, h (p) = ½я J |р|е~'^№с/р.

— 00.

При заданной геометрии зондирования в качестве поперечной томограммы получают изображение, яркость которого пропорциональна функции f (x, y, z = const). Продольная томограмма описывается функцией f (x, y = const, z).

Таким образом, для синтеза продольной томограммы в каждом поперечном сечении z = const необходимо восстановить искомое распределение вдоль какой-либо прямой у = const, т. е. лишь часть (линию) из поперечной томограммы. Этот подход позволяет получить функцию продольной томограммы из выражения (12.8) заменой переменной у ее фиксированным значением у = у_к. Как следует из (12.8), для восстановления продольной томограммы среза у = у_к над двухмерными проекциями Фу (р, г) необходимо выполнить:

• • одномерную р-фильтрацию проекции;
• • одномерное растяжение каждой у-й фильтрованной проекции на величину, обратно пропорциональную величине cosy, т. е. перейти от оператора ?[Фч/(р, z)] к оператору ?[ф,_Р (xcosy, z)]; эта операция эквивалентна операции поворота проекции на угол у в методе поперечной томографии;
• • сдвиг вдоль оси х центров каждой у-й проекции на величину у* sin у относительно центра проекции, полученной при нулевом угле зондирования, т. е. перейти к оператору

• суммирование всех сдвинутых, растянутых и фильтрованных проекций; эта операция эквивалентна интегрированию в выражении для фильтрованных обратных проекций.

Изменение величины (амплитуды) сдвига центров проекций приводит к восстановлению другой продольной томограммы. Таким образом, имея двухмерные проекции и выполнив над ними одномерные операции, можно последовательно восстановить все продольные томограммы — получить трехмерную функцию Для упрощения дальнейших рассуждений будем рассматривать задачу восстановления изображения продольного сечения объекта, проходящего через начало координат, т. е. продольной томограммы /(х, 0, z). Из выражения (12.9) следует, что для фильтрованных обратных проекций функция имеет вид.

В этом случае сдвиг вдоль оси х центров каждой vj/-й проекции сводится к совмещению центров проекций.

Описанная математическая модель реализуется в классических продольных томографах аналоговым способом.

Операция растяжения проекций в классическом томографе выполняется за счет того, что при движении регистратора относительно объекта нормаль к плоскости регистратора образует угол у с осью пучка зондирующего излучения, т. е. на регистраторе записывается информация о растянутых проекциях Фу (xcosvy.z). За счет синхронного движения источника и регистратора достигается совмещение центров проекций и их суммирование. Поскольку операция фильтрации проекций не реализована, можно сделать вывод, что классическая томограмма есть продольное суммарное изображение функции s (x, 0, z):

Если в (12.11) подставить (12.7), то после интегрирования по углу у получают уравнение (математическую модель) классической томограммы:

Таким образом, классическая томограмма, полученная в томографе с прямолинейной траекторией движения системы источник — регистратор, отображается суммой искаженных изображений искомого сечения /(х, 0, z)® 1/(ях) и всех остальных продольных.

плоскостей При исследовании нестационарных объектов для исключения движения системы источник — регистратор используют одновременно несколько источников зондирующего излучения (метод томосинтеза) или кодированный источник, т. е. источник с переменной по его площади интенсивностью излучения.

Нетрудно понять, что на регистраторе сразу записывается набор растянутых проекций Фу (xcosy, г), центры которых разнесены. Дальнейшая обработка полученной информации в целях восстановления изображений продольных сечений заключается в сдвиге центров проекций и суммировании.

Эта операция выполняется оптически с помощью дифракционных решеток, точнее, Фурье-голограмм точечных отверстий, геометрия расположения которых на транспаранте повторяет геометрию расположения источников зондирующего излучения, или посредством растровой проекционной системы. В зависимости от сдвига центров проекций изменяется положение выделяемого продольного сечения.

В этих системах также не выполняется операция фильтрации проекций, поэтому синтезируемые в них изображения являются продольными суммарными изображениями. Дополнительные искажения в восстановленном суммарном изображении возникают вследствие переналожения проекций на регистраторе. Для уменьшения искажений используют специальные виды распределения источников зондирующего излучения, чтобы их функция автокорреляции приближалась к дельта-функции.

Из анализа уравнения (12.12) можно получить другой метод восстановления продольных томограмм, который основан на возможности их реконструирования из классических томограмм.

Запишем (12.10) в развернутом виде:

Заменив переменные ?, = x’cosxy, получим.

Из определения функции фильтрации ясно, что Тогда, меняя в (12.13) порядок интегрирования, имеем.

Следовательно, если суммировать растянутые проекции 4/(;tcos|/, z) с весовым коэффициентом 1/cosvp, то для восстановления продольной томограммы достаточно один раз выполнить одномерную р-фильтрацию такого модифицированного суммарно;

}

го изображения. При небольшом угле обзора множителем l/cos|/ можно пренебречь:

т. е. путем одномерной р-фильтрации классической томограммы можно реконструировать продольную томограмму.

Математические основы метода аналогичны описанному выше алгоритму синтеза изображений сечений. Однако продольная томограмма уже является суммой всех изображений сечений, поэтому восстановить можно только один центральный слой.

Конструирование целевой функции. В протоколах обследований рентгенолог задает шаблон отчета — количество и тип снимков, массу пациента, дозу, параметры сканирования (киловольты, количество электричества, длительность экспозиции, размеры рабочего поля, угол томографии). Параметры изображения (контрастность, яркость, пространственное разрешение) измеряют при проведении технологических испытаний и считают известными и неизменными.

В протоколе обследований указывают шаблон отчета, по которому будет строиться заключение, и выбирается необходимая таблица норм.

Перечислим наиболее необходимые критерии: пространственное разрешение снимка q контраст изображения q₂ угол томографии qi, диапазон изменения рабочих доз экспонометра <74; точность заключения q₅; доза на один кадр q^, величина размазывания <77. Критерии <71 — qs требуют максимизации своего значения, а критерии <7б~ qi — минимизации.

Построение обобщенного критерия эффективности будем проводить на основе оценки расстояния между идеальной моделью и альтернативами:

где q — совокупность критериев, которые требуется реализовать в системе; q^{m, n}, q^mi* - наименьшие значения для максимизируемых и наибольшие для минимизируемых критериев.

Описание структуры и проектирование БТС. В современных системах магнитно-резонансных томографов для создания постоянного магнитного поля применяют резистивные магниты больших размеров или сверхпроводящие магниты.

Резистивные магниты дают сравнительно невысокую напряженность магнитного поля — около 0,2…0,3 Тл. Установки с такими магнитами имеют небольшие размеры, могут быть размещены в таком же помещении, как рентгенологический кабинет, удобны в эксплуатации. Однако для магнитно-резонансной спектроскопии (МР-спектроскопия) они непригодны.

Сверхпроводящие магниты обеспечивают напряженность магнитного поля до 30 Тл, но требуют глубокого охлаждения до температуры — 269 °C. Это достигают помещением магнита в камеру с жидким гелием, в свою очередь находящую в камере с жидким азотом с температурой -196 °С, и в наружной вакуумной камере.

Компьютерно-томографический сканер (КТ-сканер) — аппарат с большой камерой, внутрь которой помещается тело или голова пациента для получения изображения.

Тщательно коллимированный источник формирует остронаправленный («карандашный») пучок рентгеновского излучения, а затем его параметры измеряют хорошо коллимированным детектором. Система источник (зонд) — детектор последовательно измеряет параллельные проекции, перемещаясь поперек тела пациента. После снятия каждой проекции рама, на которой размещены источник и детектор, поворачивается на новый угол для получения следующей проекции. Поскольку используется только один детектор, калибровка проводится без затруднений, поэтому проблем с настройкой множества детекторов не возникает; к тому же и стоимость аппарата минимальна.

В системах первого поколения рассеянное излучение исключается лучше, чем у систем последующих поколений, вследствие необходимости в двухмерной коллимации как источника, так и детектора. Однако время функционирования такой системы является большим — как правило, на измерение каждого сечения тратится 4 мин, даже для изображений с относительно низким разрешением.

Системы второго поколения позволяют значительно ускорить сбор данных. В этом случае один источник облучает матрицу детекторов узким (~10°) веерным пучком рентгеновского излучения. Такие системы зондируют пациента и одновременно измеряют N параллельных проекций (М — число детекторов). Перед каждым последующим измерением угловое положение рамы меняется на величину, равную углу веерного пучка. Время сбора данных у этих систем составляет около 20 с. Если пациент может задержать дыхание в течение этого промежутка времени, то изображения не будут искажены в результате перемещения органов в области грудной клетки и брюшной полости.

У систем третьего поколения веерный пучок излучения расширен таким образом, что покрывает все поле зрения. Необходимо, чтобы рама совершала лишь вращательное движение, которое можно осуществлять безостановочно; данные собирают за 4…5 с. При этом пациент может легко задерживать дыхание и быть неподвижным в течение этого промежутка времени. Настройка детекторов в такой системе во избежание появления кольцевых артефактов должна быть весьма тщательной. Во многих случаях выбирают ксеноновые детекторы, которые обладают стабильными эксплуатационными свойствами.

Рис. 12.40. Схема регистрации сигнала в КТ-сканере:

Системы четвертого поколения оснащены стационарным кольцом из 1000 детекторов (рис. 12.40), а вращается лишь один источник. Скорости сканирования остаются высокими, а кольцевые артефакты исключаются. Поскольку во время сканирования каждый из детекторов оказывается облученным полным, неослабленным рентгеновским излучением, калибровку можно осуществить в реальном масштабе времени.

1 — излучатель; 2 — детекторы При стремлении к минимизации времени сбора данных достаточным для клинического обследования следует считать интервал около 0,1 с. Это позволяет «замораживать» изображения фаз движения сердца и получать более четкие изображения не только сердца, но и органов, которые имеют обильное кровоснабжение (печень) и пульсируют синхронно с биением сердца. При этом ис;

ключаются механические перемещения, а использование нескольких стационарных источников практически нецелесообразно в связи с большой сложностью и высокой стоимостью.

У системы пятого поколения отсутствуют движущиеся части. Мишень рентгеновской трубки имеет форму дуги окружности (210°). Пациент помещается в центр этой дуги, а эффективный рентгеновский источник заставляют двигаться за счет сканирования электронными пучками по поверхности мишени (рис. 12.41). При этом время сканирования можно уменьшить до нескольких миллисекунд.

Рис. 12.41. КТ-сканер «Иматрон СТ-100» с кинематографической регистрацией (для многослойного обследования используют четыре кольцевые мишени):

• 1 — вакуумные насосы; 2 — электронная пушка; 3 — электронный пучок; 4 — фокусирующая система; 5 — отклоняющая система; 6 — система регистрации данных;
• 7 — детектор; 8 — пучок рентгеновского излучения; 9 — кольцевая мишень; 10 — ложе пациента

Для КТ-сканеров были разработаны и выпускаются специальные источники рентгеновского излучения и детекторы. Каждое из поколений аппаратуры налагает свои специфические требования. Особые требования распространяются и на источники питания рентгеновских трубок, особенно в отношении стабильности.

Кроме рамы, несущей механизм сканирования, источников рентгеновского излучения и детекторов, в КТ-сканере есть компьютер, управляющий работой механической части и обрабатывающий полученные данные, и выносная консоль, которая обеспечивает визуализацию информации для оператора.

Учитывая заинтересованность клиник в приобретении компьютерных томографов, с 1986 г. определилось направление по выпуску компактных систем для поликлиник и небольших больниц (М250 «Медитек»; 2000 Т «Шимадзу»; СТ МАХ «Дженерал Электрик»). Обладая некоторыми ограничениями, связанными с числом детекторов или временем и объемом собираемой информации, эти системы позволяют выполнять 75…95% (в.зависимости от вида органа) исследований, доступных компьютерным томографам.

Для примера приведем данные по модели рентгеновского компьютерного томографа Siemens Somatom Smile со спиральным сканированием:

Время, с:

полного сканирования… 2; 4.

единичного спирального сканирования … 30.

реконструкции … 6.

Толщина среза, мм … 2; 5; 10.

Поле охвата, см … 42.

Разрешение пространственное в режиме высокого разрешения, мм… 0,47.

Рабочее разрешение монитора консоли оператора… 1600×1200.

Матрица, пиксель:

реконструкции … 512×512.

отображения максимальная… 1024×102,4.

Емкость, 5:

жесткого диска… 18 (~ 30 000.

изображений) при архивации на CD-R диск … 650 (~ 1000.

изображений) Размер монитора консоли оператора, дюйм… 19 (48 см) Характеристика режима кино, изображение/с … 10.

Мультимедийный интерфейс… Syngo

(английский язык) При проектировании новых БТС на первом этапе синтеза разрабатывается структурно-функциональная схема БТС (рис. 12.42), конкретизируется ее целевая функция, возможные режимы работы, определяется биообъект и предварительный алгоритм его функционирования в БТС.

Рис. 12.42. Структурно-функциональная схема БТС.

Для этого необходимо провести системный анализ, позволяющий на основании исходных данных, которые включают в себя сведения о назначении БТС, ее характеристиках и функциях, предложить обобщенную модель системы, отвечающую поставленным задачам.

Врач (медицинский работник) осуществляет управление сканированием через ЭВМ. Необходимо выбрать интенсивность воздействия и выставить продолжительность процедуры. Блок контроля за пациентом может представлять собой комплекс мероприятий и (или) аппаратов, с помощью которого осуществляется проверка успешности прохождения процедуры (например, сердечная деятельность и т. п.). 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.

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

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