A számítógépes tomográfiát - egy objektum belső szerkezetének roncsolásmentes rétegről rétegre történő tanulmányozására szolgáló módszert - 1972 -ben javasolta Godfrey Hounsfield és Allan Cormack , akik Nobel-díjat kaptak ezért a fejlesztésért . A módszer a különböző sűrűségű szövetek röntgencsillapítási különbségének mérésén és komplex számítógépes feldolgozásán alapul. Jelenleg a röntgen-számítógépes tomográfia a fő tomográfiás módszer az emberi belső szervek röntgensugárzással történő vizsgálatára.
Az első matematikai algoritmusokat a CT-hez I. Radon osztrák matematikus dolgozta ki 1917 -ben (lásd Radon transzformáció ). A módszer fizikai alapja a sugárzás csillapításának exponenciális törvénye , amely tisztán elnyelő közegekre érvényes. A röntgensugárzás tartományában az exponenciális törvény nagy pontossággal megelégszik, ezért a kidolgozott matematikai algoritmusokat először kifejezetten röntgen komputertomográfiára alkalmazták.
1963-ban A. Cormack amerikai fizikus többször (de Radontól eltérő módon) megoldotta a tomográfiás helyreállítás problémáját, majd 1969-ben az EMI cég angol mérnök-fizikusa, G. Hounsfield megtervezte az "EMI-szkennert" - az első számítógépes röntgentomográf, melynek klinikai vizsgálatai 1971 -ben zajlottak le - kizárólag fejszkennelésre tervezték. A CT fejlesztésére az EMI elsősorban a The Beatlesszel kötött szerződésből származó magas bevétel miatt különített el forrásokat [1] .
1979-ben „a számítógépes tomográfia fejlesztéséért” Cormack és Hounsfield elnyerte az élettani és orvosi Nobel-díjat.
A röntgen-számítógépes tomográfiával kapott képeknek megvannak megfelelőik az anatómia tanulmányozásának történetében . Nyikolaj Ivanovics Pirogov új módszert dolgozott ki a szervek relatív helyzetének tanulmányozására operáló sebészek által, amelyet topográfiai anatómiának neveztek . A módszer lényege a fagyott holttestek vizsgálata volt, különböző anatómiai síkban rétegekre vágva ("anatómiai tomográfia"). Pirogov egy atlaszt adott ki "Topográfiai anatómia, amelyet a fagyott emberi testen három irányban átvágott vágások illusztráltak" címmel. Valójában az atlaszban szereplő képek a sugártomográfiás kutatási módszerekkel kapott hasonló képek megjelenésére számítottak. Természetesen a rétegenkénti képalkotás modern módszereinek összehasonlíthatatlan előnyei vannak: nem traumás, lehetővé teszi a betegségek in vivo diagnosztizálását; a hardveres ábrázolás lehetősége a különböző anatómiai síkokban (vetületekben), miután „nyers” CT-adatokat kapott, valamint háromdimenziós rekonstrukció ; az a képesség, hogy nemcsak a szervek méretét és egymáshoz viszonyított helyzetét értékeljük, hanem szerkezeti sajátosságaikat, sőt egyes élettani jellemzőket is részletesen tanulmányozzuk a röntgensűrűség-indikátorok és azok intravénás kontrasztnövelés során bekövetkező változásai alapján.
Az idegsebészetben a számítógépes tomográfia bevezetése előtt Walter Dandy által 1918-1919-ben javasolt ventriculo- és pneumoencephalographiát alkalmazták. A pneumoencephalográfia először tette lehetővé az idegsebészek számára az intracranialis neoplazmák röntgensugárzással történő megjelenítését. Ezeket úgy végezték, hogy levegőt juttattak közvetlenül az agy kamrai rendszerébe (ventrikulográfia), vagy lumbálpunkción keresztül a subarachnoidális térbe (pneumoencephalográfia). A Dandy által 1918-ban javasolt ventriculográfiának megvoltak a korlátai, mivel diagnosztikai célokra sorjanyílást és kamrai punkciót igényelt. Az 1919-ben leírt pneumoencephalográfia kevésbé invazív technika volt, és széles körben alkalmazták az intracranialis tömegek diagnosztizálására. Mindazonáltal mindkét módszer invazív volt, és erős fejfájás, hányás kísérte a betegeknél, és számos kockázattal járt. Ezért a számítógépes tomográfia bevezetésével megszűnt a klinikai gyakorlatban való használatuk. Ezeket a módszereket felváltotta a sokkal ritkábban, szigorú indikációk szerint alkalmazott biztonságosabb CT-ventrikulográfia és CT-ciszternográfia [2] , valamint a széles körben alkalmazott nem kontrasztos agyi számítógépes tomográfia.
A számítógépes tomográfiával megjelenített struktúrák sűrűségének vizuális és kvantitatív értékelésére röntgencsillapítási skálát, az úgynevezett Hounsfield-skálát használnak (az eszköz monitorán megjelenő vizuális visszaverődés fekete-fehér képspektrum). A skálaegységek tartománya („ densitometrikus indikátorok , angol Hounsfield units ”), amely megfelel a röntgensugárzás test anatómiai struktúrái általi csillapításának mértékének, –1024 és +3071 között van, azaz 4096 csillapítási szám. A Hounsfield skála átlagértéke (0 HU) a víz sűrűségének, a skála negatív értékei a levegőnek és a zsírszövetnek, a pozitív értékek a lágyszöveteknek, a csontszövetnek és a sűrűbbnek felelnek meg. anyagok (fém). A gyakorlati alkalmazásokban a mért csillapítási értékek készülékenként kissé eltérhetnek.
"Röntgensűrűség" - a szövet sugárzáselnyelésének átlagos értéke; összetett anatómiai és szövettani szerkezet értékelésekor a „röntgensűrűségének” mérése nem mindig teszi lehetővé, hogy pontosan meghatározzuk, melyik szövetet vizualizáljuk (például a zsírral telített lágyszövetek sűrűsége megfelel a víz sűrűségének) .
Egy közönséges számítógép-monitor a szürke 256 árnyalatának megjelenítésére képes, egyes speciális orvosi eszközök akár 1024 árnyalat megjelenítésére is képesek. A Hounsfield skála jelentős szélessége és a meglévő monitorok képtelensége miatt a teljes tartományt fekete-fehérben tükrözni, a szürke gradiens szoftveres újraszámítását alkalmazzák a kívánt skálatartománytól függően. A kép fekete-fehér spektruma egyaránt használható a denzitometriás indikátorok széles tartományában („ablak”) (minden denzitású szerkezet látható, de nem lehet megkülönböztetni a sűrűségben közel álló struktúrákat), és egy többé-kevésbé keskeny, adott középponti és szélességű („tüdőablak”, „lágyszövet-ablak” stb., ebben az esetben a tartományon kívüli sűrűségű struktúrákról szóló információk elvesznek, de a struktúrák bezáródnak) a sűrűség egyértelműen megkülönböztethető). Az ablak közepének és szélességének megváltoztatása összehasonlítható egy kép fényerejének, illetve kontrasztjának megváltoztatásával.
Anyag | HU |
---|---|
Levegő | −1000 |
Zsír | −120 |
Víz | egy |
lágy szövetek | +40 |
Csontok | +400 és több |
A modern CT-szkenner egy összetett szoftver- és hardverkomplexum . A mechanikus alkatrészek és alkatrészek a legnagyobb precizitással készülnek. Ultraérzékeny detektorokat használnak a közegen áthaladó röntgensugárzás rögzítésére . A tervezést és a gyártás során felhasznált anyagokat folyamatosan fejlesztik. A számítógépes tomográfia gyártása során a legszigorúbb követelményeket a röntgensugárzókkal szemben támasztják. A készülék szerves részét képezi egy kiterjedt szoftvercsomag, amely lehetővé teszi a komputertomográfiás (CT) vizsgálatok teljes skálájának elvégzését optimális paraméterekkel, a CT-képek utólagos feldolgozását és elemzését .
Matematikai szempontból egy kép felépítése lineáris egyenletrendszer megoldására redukálódik . Így például egy 200 × 200 pixel méretű tomogram készítéséhez a rendszer 40 000 egyenletet tartalmaz. Az ilyen rendszerek megoldására speciális, párhuzamos számításokon alapuló módszereket fejlesztettek ki .
A CT előrehaladása közvetlenül összefügg a detektorok számának növekedésével, vagyis az egyidejűleg gyűjtött vetületek számának növekedésével.
Az első generációs készülék 1973-ban jelent meg. A CT-gépek első generációja lépésről lépésre készült. Egy cső volt az egyik detektorra irányítva. A szkennelés lépésről lépésre történt, rétegenként egy fordulattal. Mindegyik réteget körülbelül 4 percig dolgoztuk fel.
A CT készülékek 2. generációjában ventilátoros kialakítást alkalmaztak. A röntgencsővel szemben lévő forgógyűrűre több detektort szereltek fel. A képfeldolgozási idő 20 másodperc volt.
A CT-szkennerek 3. generációja vezette be a spirális CT-vizsgálat fogalmát. A cső és a detektorok az asztal egy lépésében szinkronban végezték el az óramutató járásával megegyező irányban történő teljes forgást, ami jelentősen csökkentette a vizsgálat idejét. A detektorok száma is nőtt. A feldolgozási és rekonstrukciós idő észrevehetően lerövidült.
A 4. generáció 1088 lumineszcens érzékelőt tartalmaz a portálgyűrűben . Csak a röntgencső forog. Ennek a módszernek köszönhetően a forgási idő 0,7 másodpercre csökkent. De nincs jelentős különbség a képminőségben a 3. generációs CT eszközökkel.
A helikális CT-t 1988 óta használják a klinikai gyakorlatban , amikor is a Siemens Medical Solutions bemutatta az első helikális CT-szkennert. A spirális szkennelés két művelet egyidejű végrehajtásából áll: a forrás folyamatos forgatása - egy röntgencső , amely sugárzást generál a páciens teste körül , és az asztal folyamatos transzlációs mozgása a pácienssel a hosszirányú szkennelési tengely mentén z a portálnyíláson keresztül. . Ebben az esetben a röntgencső z-tengelyhez viszonyított pályája (az asztal mozgási iránya a páciens testével) spirál alakú lesz.
A szekvenciális CT -vel ellentétben az asztal mozgásának sebessége a páciens testével tetszőleges értékeket vehet fel, amelyeket a vizsgálat céljai határoznak meg. Minél nagyobb az asztal mozgásának sebessége, annál nagyobb a szkennelési terület. Fontos, hogy az asztal útjának hossza a röntgencső egy fordulatára 1,5-2-szer nagyobb legyen, mint a tomográfiai réteg vastagsága anélkül, hogy a kép térbeli felbontása romlana.
A helikális szkennelés technológia jelentősen csökkentette a CT-vizsgálatokra fordított időt és jelentősen csökkentette a páciens sugárterhelését .
A többrétegű („multispiral”, „multi-slice” számítógépes tomográfia – MSCT) először az Elscint Co. vezette be. 1992-ben. Az alapvető különbség az MSCT és a korábbi generációk spiráltomográfoi között, hogy nem egy, hanem kettő vagy több detektorsor található a portál kerülete mentén. Annak érdekében, hogy a röntgensugárzást a különböző sorokban elhelyezett detektorok egyidejűleg fogadják, egy újat fejlesztettek ki - a sugár háromdimenziós geometriai alakját.
1992-ben jelent meg az első kétszeletű (double-helix) MSCT kétsoros detektorral, 1998-ban pedig a négyszeletű (négyhélix) négysoros detektorral, ill. A fenti jellemzők mellett a röntgencső fordulatszámát másodpercenként egyről kettőre növelték. Így az ötödik generációs négyvezetékes MSCT nyolcszor gyorsabb, mint a hagyományos, negyedik generációs spirális CT. 2004-2005-ben 32, 64 és 128 szeletes MSCT-t mutattak be, köztük két röntgencsöves MSCT-t. 2007-ben a Toshiba 320 szeletes CT-szkennereket vezetett be a piacon, 2013-ban - 512 és 640 szeleteseket. Nemcsak képek készítését teszik lehetővé, hanem az agyban és a szívben végbemenő élettani folyamatok szinte „valós” időben történő megfigyelését is lehetővé teszik. .
Egy ilyen rendszer sajátossága, hogy a röntgencső egy fordulatában a teljes szervet (szívet, ízületeket, agyat stb.) le lehet szkennelni, ami csökkenti a vizsgálati időt, valamint a szívet szívritmuszavarban szenvedő betegek.
Az MSCT előnyei a hagyományos helikális CT-vel szembenMindezek a tényezők jelentősen növelik a kutatás sebességét és információtartalmát.
A módszer fő hátránya továbbra is a beteget érő magas sugárterhelés, annak ellenére, hogy a CT fennállása alatt ez jelentősen csökkent.
A detektorsor előnye, hogy az egy sorban lévő detektorok száma egyszerűen növelhető, így a röntgencső forgásánként több szakaszt kaphatunk. Mivel maguk az elemek száma kisebb az adaptív detektorsorban, a köztük lévő hézagok száma is kisebb, ami csökkenti a páciens sugárterhelését és az elektronikus zajt. Ezért a négy globális MSCT-gyártó közül három ezt a típust választotta.
A fenti újítások mindegyike nemcsak a térbeli felbontást növeli , hanem a speciálisan kifejlesztett rekonstrukciós algoritmusoknak köszönhetően jelentősen csökkentheti a műtermékek (idegen elemek) számát és méretét a CT-képeken.
Az MSCT fő előnye az egyszeletű CT- vel szemben az, hogy szubmilliméteres szeletvastagsággal (0,5 mm) szkennelve izotróp képet kapunk. Izotróp képet kaphatunk, ha a képmátrix voxel lapjai egyenlőek, azaz a voxel kocka alakú . Ebben az esetben a térbeli felbontások a keresztirányú x-y síkban és a hosszirányú z tengely mentén azonosak lesznek .
2005- ben a Siemens Medical Solutions bemutatta az első két röntgenforrással rendelkező készüléket (Dual Source Computed Tomography). Létrehozásának elméleti előfeltételei még 1979 -ben voltak , de technikailag akkoriban lehetetlen volt a megvalósítása.
Valójában ez az MSCT technológia egyik logikus folytatása. A helyzet az, hogy a szív vizsgálatakor (CT koszorúér angiográfia) olyan tárgyakról kell képeket készíteni, amelyek állandó és gyors mozgásban vannak, ami nagyon rövid szkennelési időt igényel. Az MSCT-ben ezt úgy érték el, hogy az EKG -t és a hagyományos vizsgálatot a cső gyors forgásával szinkronizálták. A 0,33 s (≈3 fordulat/másodperc) csőforgási idővel rendelkező MSCT viszonylag álló szeletének regisztrálásához szükséges minimális idő azonban 173 ms , vagyis a cső félfordulatideje. Ez az időbeli felbontás teljesen elegendő a normál pulzusszámhoz (a vizsgálatok eredményességet mutattak ki 65 ütés/perc alatti és 80 körüli ütemnél, miközben ezek között a frekvenciák és a magasabb értékek között csekély a hatékonyság). Egy ideig megpróbálták növelni a cső forgási sebességét a tomográf portálban. Jelenleg a növelésének technikai lehetőségeinek határa elérkezett, hiszen 0,33 s-os csőforgalom mellett a tömege 28-szorosára nő ( 28 g-os túlterhelés ). A 100 ms-nál kisebb időfelbontás eléréséhez 75 g-nál nagyobb túlterhelések leküzdése szükséges.
Két 90°-os szögben elhelyezett röntgencső használata a cső forgási periódusának negyedével egyenlő időfelbontást ad (0,33 s fordulat esetén 83 ms). Ez lehetővé tette, hogy a szív összehúzódási sebességétől függetlenül képeket kapjunk.
Ezenkívül egy ilyen eszköznek van egy másik jelentős előnye is: minden cső saját üzemmódban működhet (különböző feszültség- és áramértékeken, kV és mA). Ez lehetővé teszi a közeli, különböző sűrűségű objektumok jobb megkülönböztetését a képen. Ez különösen fontos a csontokhoz vagy fémszerkezetekhez közeli erek és képződmények kontrasztjainál. Ez a hatás a sugárzás eltérő abszorpcióján alapul, amikor annak paraméterei megváltoznak vér és jódtartalmú kontrasztanyag keverékében, míg hidroxiapatitban (a csont alapja) vagy fémekben ez a paraméter változatlan marad.
Egyébként az eszközök hagyományos MSCT eszközök, és minden előnyük megvan.
Az új technológiák és a számítógépes számítástechnika tömeges bevezetése lehetővé tette a CT-n és MRI -n alapuló virtuális endoszkópia gyakorlatba ültetését .
A szervek egymástól, valamint a normál és kóros struktúráktól való megkülönböztetésének javítása érdekében különféle kontrasztfokozó módszereket alkalmaznak (leggyakrabban jódtartalmú kontrasztanyagokkal ).
A kontrasztanyag beadásának két fő típusa az orális (egy bizonyos kezelési renddel rendelkező beteg a gyógyszer oldatát iszik) és az intravénás (orvosi személyzet végzi). Az első módszer fő célja a gyomor-bél traktus üreges szerveinek kontrasztja; a második módszer lehetővé teszi a kontrasztanyag szövetek és szervek által a keringési rendszeren keresztül történő felhalmozódásának természetének felmérését. Az intravénás kontrasztnövelés módszerei sok esetben lehetővé teszik az észlelt kóros elváltozások természetének tisztázását (beleértve a daganatok jelenlétének meglehetősen pontos jelzését, szövettani szerkezetük feltételezéséig ) az őket körülvevő lágyszövetek hátterében, pl. valamint a normál ("natív") kutatás során nem észlelhető változások megjelenítésére.
Az intravénás kontrasztot viszont kétféleképpen lehet végrehajtani: "kézi" intravénás kontraszt és bolus kontraszt .
Az első módszernél a kontrasztot manuálisan vezeti be egy röntgen laborasszisztens vagy egy eljárási nővér, a beadás ideje és sebessége nincs szabályozva, a vizsgálat a kontrasztanyag bevezetése után kezdődik. Ezt a módszert az első generációk "lassú" készülékein alkalmazzák, az MSCT-ben a kontrasztanyag "kézi" beadása már nem felel meg a módszer jelentősen megnövekedett képességeinek.
A bolus kontrasztjavításnál a kontrasztanyagot intravénásan fecskendezik be fecskendő-injektorral, meghatározott sebességgel és időpontban. A bolus kontrasztjavítás célja a kontrasztfokozás fázisainak behatárolása. A szkennelési idők gépenként, eltérő kontrasztanyag-injektálási sebesség mellett és betegek között változnak; átlagosan 4-5 ml/sec gyógyszerinjekciós sebességnél a szkennelés körülbelül 20-30 másodperccel a kontrasztinjektor befecskendezésének megkezdése után kezdődik, miközben az artériák feltöltődése (a kontrasztfokozás artériás fázisa) láthatóvá válik. 40-60 másodperc elteltével a készülék újraszkenneli ugyanazt a területet, hogy kiemelje a portális-vénás fázist, amelyben a vénák kontrasztja látható. Megkülönböztetünk egy késleltetett fázist is (180 másodperccel a beadás megkezdése után), amelyben megfigyelhető a kontrasztanyag kiválasztódása a húgyúti rendszeren keresztül.
A CT angiográfia lehetővé teszi, hogy réteges képsorozatot kapjon az erekről; A kapott adatok alapján számítógépes utófeldolgozással, 3D rekonstrukcióval a keringési rendszer háromdimenziós modellje épül fel.
A spirális CT angiográfia a röntgen-számítógépes tomográfia egyik legújabb fejlesztése. A vizsgálatot járóbeteg alapon végzik. Körülbelül 100 ml térfogatú jódtartalmú kontrasztanyagot fecskendeznek be a cubitalis vénába . A kontrasztanyag bevezetésekor sorozatfelvételeket készítenek a vizsgált területről.
Egy módszer, amely lehetővé teszi a vér áthaladásának értékelését a test szövetein, különösen:
A számítógépes tomográfiát széles körben használják az orvostudományban többféle célra:
A CT-vizsgálat felírásakor, akárcsak bármely röntgenvizsgálat felírásakor, a következő szempontokat kell figyelembe venni [4] :
A kutatás megvalósíthatóságáról, terjedelméről és típusáról a végső döntést a radiológus hozza meg [5] .
Kontraszt nélkül:
Kontraszttal:
Ezenkívül a számítógépes tomográfia növeli a DNS-károsodás gyakoriságát . A számítógépes tomográfia elvégzésekor a sugárdózis 150-szerese volt, mint egyetlen mellkasröntgennél [ 6] .
Orvosi képalkotó módszerek | |
---|---|
röntgen | |
Mágneses rezonancia | |
Radionuklid | |
Optikai (lézeres) | |
Ultrahangos |
|
Endoszkópos |