Респираторная медицина. Руководство (в 2-х томах) - Чучалин А. Г. (читать хорошую книгу .txt) 📗

Грань вокселя, расположенная параллельно плоскости сканирования, определяется как пиксель (pixel - picture element, элемент картины). Размеры пикселей определяют пространственное разрешение в поперечной (аксиальной) плоскости сканирования. Чем меньше размеры пикселей, тем выше разрешающая способность, и наоборот. Эта закономерность напоминает особенности мозаичной картины, когда уменьшение размеров отдельных элементов мозаики делает изображение более четким и однородным. Размеры пикселей зависят от величины поля изображения (Field Of View, FOV - англ.: поле изображения), т.е. той части апертуры гентри, которая проецируется на матрицу томограммы.

Грани вокселя, параллельные продольной оси сканирования (ось z), определяются величиной коллимации или, в последовательной КТ, толщиной томографического слоя. Чем меньше величина коллимации, тем меньше «продольный» размер вокселя и наоборот. Уменьшение величины коллимации приводит к повышению пространственного разрешения вдоль продольной оси сканирования за счет ограничения частичного объемного эффекта.

В идеальной модели матрица компьютерной томограммы должна состоять из вокселей правильной кубической формы. При этом разрешающая способность в поперечной и продольной плоскости будет одинакова. Такие изображения называют изотропными. На практике получить такой результат крайне сложно. При обычном исследовании груди величина коллимации, и следовательно, величина граней вокселя вдоль продольной оси сканирования, составляет 10 мм. Если величина поля изображения равна 35 см, что достаточно для получения изображения всей грудной клетки, размеры пикселя в стандартной матрице томограммы 512² составляют 0,68 мм. Каждый воксель в этом случае имеет форму параллелепипеда, но не куба, вытянутого вдоль продольной оси сканирования. В связи с этим, разрешение в поперечной плоскости сканирования оказывается значительно больше, чем в продольном направлении. Если уменьшить толщину слоя до 1 мм, например, при высокоразрешающей КТ, это различие существенно уменьшится. Однако исследовать такими тонкими слоями весь объем анатомической области, протяженностью 20 - 25 см, невозможно из-за крайне высокой лучевой нагрузки.

Различия в пространственном разрешении вдоль различных плоскостей сканирования являются одной из важнейших причин низкой информативности многоплоскостных реформаций при КТ. Оптимальные изображения в сагиттальной или фронтальной плоскости можно получить лишь при минимальной толщине слоя, но при исследовании такого крупного объекта, как грудная клетка, для этого потребуется огромное количество томографических срезов. Реальная перспектива решения этой проблемы заключается в использовании многослойной спиральной КТ, при которой появляется реальная возможность уменьшить толщину прилегающих томографических слоев до 0,6 мм. В это случае воксель приобретает почти правильную кубическую форму. Следовательно, разрешение вдоль любой оси, отличной от аксиальной плоскости, будет сопоставимо с разрешениями вдоль стандартной аксиальной плоскости.

ФОРМИРОВАНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЯ

Электронная матрица томограммы является основой для формирования изображения поперечного сечения объекта исследования. Такое изображение может быть представлено в двух видах: как полутоновая картина, состоящая из различных оттенков серого цвета, или как таблица распределения абсолютных значений коэффициентов ослабления в матрице томограммы.

В первом случае результат сканирования выводится на монитор, где каждому пикселю присваивается определенный оттенок серой шкалы в зависимости от величины коэффициента ослабления. Низким значениям соответствуют более темные участки изображения, высоким значениям - более светлые. Поэтому, на компьютерных томограммах, как и на рентгенограммах, воздух изображается в виде участков темного (черного) цвета, мягкие ткани и кровеносные сосуды - серого, кости - светло-серого или белого.

Помимо собственно полутонового изображения, числовые значения коэффициентов ослабления могут быть представлены в виде таблицы на экране монитора или на бумаге после их распечатки с помощью принтера. Изучение пространственного распределения абсолютных значений коэффициентов ослабления иногда применяется для уточнения обычных денситометрических показателей, в частности при выявлении обызвествлений в патологических образованиях.

ЧИСЛА ХАУНСФИЛДА

Коэффициенты ослабления рентгеновского излучения микро выражаются не в абсолютных величинах, а в относительных числах, нормированных по отношению микро воды. Они называеются КТ-числами (CT numbers) или единицами Хаунсфилда (Haunsfield units, HU) и расчитываются по следующей формуле:

CT number = 1000 микро - микро _воды/ микро_воды,

где: микро - коэффициент ослабления материала, для которого определяется число Хаунсфилда;

микро_воды - коэффициент ослабления воды.

Исходя из представленной формулы, число Хаунсфилда для воды составляет

0 HU, а для воздуха равно - 1000 HU. Верхняя граница чисел Хаунсфилда вариабельна. Она определяется возможностями аппарата, прежде всего системы регистрации ослабленного излучения. В современных аппаратах диапазон чисел Хаунсфилда достигает 4096 HU. Это означает, что с помощью КТ теоретически возможно различить анатомические структуры, различающиеся по степени поглощения рентгеновского излучения на 0,024% (1/4096 x 100% = 0,024%).

Контрастное разрешение определяется как возможность различать объекты изображения, имеющие близкую оптическую плотность. Относительно высокая контрастная разрешающая способность КТ позволяет визуализировать объекты, которые на обзорных рентгенограммах и томограммах не получают самостоятельного отображения. Примером могут служить анатомические структуры средостения (перикард, камеры сердца, крупные сосуды), грудной клетки (мышцы, сосуды, лимфатические узлы), органы и ткани поддиафрагмального пространства.

Совокупность чисел Хаунсфилда составляет шкалу Хаунсфилда. Как уже было показано, нулевое значение числа Хаунсфилда соответствует коэффициенту ослабления рентгеновского излучения воды в нормальных условиях. Нижней границей шкалы является числовое значение коэффициента ослабления рентгеновского излучения воздухом и равно - 1000 HU. Наибольшие значения коэффициентов ослабления регистрируются в пирамидах височной кости. Значения относительной плотности для большинства паренхиматозных органов составляют +30...+70 HU, крови в сосудах и камерах сердца - в пределах +40...+45 HU. Относительная плотность жировых тканей меньше плотности воды и колеблется от - 30 HU до - 120 HU.

Теоретически числа Хаунсфилда должны быть прямо пропорциональны коэффициентам ослабления. Однако правильность измерений сильно страдает от неточностей и несоответствий, вызываемых разнообразными артефактами. Кроме того, вычисленные коэффициенты ослабления существенно зависят от типа компьютерно-томографической установки, выбранных физико-технических условий сканирования, прежде всего величины напряжения генерирования излучения и экспозиции, многих других параметров. Поэтому для диагностических целей числа Хаунсфилда необходимо использовать с осторожностью. Практическое значение имеет не столько абсолютные значения чисел Хаунсфилда, сколько возможность разграничить изучаемые объекты на однородные и неоднородные, а также выявить в них наличие мягкотканных структур, жировых включений, жидкости или обызвествлений.

Возможность не только визуально изучать исследуемый объект, но и проводить прямой денситометрический анализ с измерением коэффициентов ослабления в единицах Хаунсфилда является существенным преимуществом КТ по сравнению с обычным рентгенологическим исследованием. При анализе рентгеновских снимков денситометрия также возможна, однако она является непрямой, опосредованной. Она основана на сопоставлении степени почернения рентгеновской пленки интересующей области и выбранного эталона, например алюминиевого клина. В КТ осуществляется прямая денситометрия в виде измерения и сопоставления коэффициентов линейного ослабления изучаемых структур. Это существенно повышает объективность исследования в сравнении с обычной рентгенографией и другими методами лучевой диагностики.