Аналіз комп’ютерної томографії з метою діагностики стану здоров’я

Тип работы:
Курсовая
Предмет:
Медицина


Узнать стоимость

Детальная информация о работе

Выдержка из работы

Національний Авіаційний Університет

Кафедра біокібернетики та аерокосмічної медицини

Курсова робота

з дисципліни Виробничі та медичні технологічні процеси

тема

Аналіз комп’ютерної томографії з метою діагностики стану здоров’я

Виконав:

Студент гр. БМ-513 Колесник В. В.

Перевірила:

Асистент Кучеренко В. Л.

Київ 2011

Зміст

комп’ютерна томографія томограма

Вступ

РОЗВИТОК КОМП’ЮТЕРНОЇ ТОМОГРАФІЇ

ПРИНЦИПИ УТВОРЕННЯ ПОШАРОВОГО ЗОБРАЖЕННЯ

КОМП’ЮТЕРНА ТОМОГРАМА

ПОСИЛЕННЯ КОНТРАСТНОСТІ

Опис комп’ютерного томографа Brilliance iCT на функціональному рівні

Система електронного управління комп’ютерним томографом

Список літератури

ВСТУП

Потреба в методі, який дозволив би заглянути всередину чоло-веческого тіла, не пошкоджуючи його, була величезною, хоча і не завжди усвідомленою. Адже всі відомості, що стосуються нормальної і патологічної анатомії людини, були засновані тільки на вивченні трупів. Після того, як в Європі стали широко вивчатися розтину трупів, лікарі змогли вивчити будову органів людини, а також зміни, які вони зазнають при тих чи інших захворюваннях.

Яку величезну користь приніс би безпосередній огляд людського організму, якби він став раптом «прозорим»! І навряд чи хто-небудь з учених минулого міг припустити, що ця мрія цілком здійсненна.

Потреба побачити не оболонку, а структуру організму живої людини, його анатомію і фізіологію була настільки нагальною, що, коли чудові промені, які дозволяли здійснити це на практиці, були нарешті відкриті, зазвичай консервативні і часто недовірливі до нововведень лікарі майже відразу зрозуміли, що в медицині настала нова ера.

Але процес науки і техніки нестримний. Не встигли лікарі повністю освоїти можливості рентгенівських променів в діагностиці, як з’явилися інші методи, що дозволяють отримати зображення внутрішніх органів людини, що доповнюють дані рентгенологічного дослідження. До них відносяться радіонуклеідное та ультразвукове дослідження, теплобачення, ядерно-магнітний резонанс, фотонна емісія і деякі інші методи, ще не набули широкого поширення.

Ці способи засновані на використанні близьких за своєю природою хвильових коливань, для проникнення яких тканини людського тіла не є нездоланною перешкодою. Вони об'єднуються і тим, що в результаті взаємодії хвильових коливань з органами і тканинами ор-ганізма на різних приймачах — екрані, плівці, папері та ін — виникають їх зображення, розшифровка яких дозволяє судити про стан різних анатомічних утворень. Такими чином, усі зазначені методи принципово близькі рентгенодіагностиці як за своєю природою, так і за характером кінцевого результату їх застосування.

Впровадження в практику цих методів (поряд з рентгенологією) призвело до виникнення нової великої медичної дисципліни, що отримала за кордоном назва діагностичної радіології (від латинського radius — промінь), а у нас — променевої діагностики.

Можливості цієї дисципліни в розпізнаванні захворювань людини дуже великі. Їй доступні практично всі органи і системи людини, всі анатомічні утворення, розміри яких вище мікроскопічних.

На відміну від класичних методик (пальпації, перкусії, аускультації) основним аналізатором інформації, одержуваної способами променевої діагностики, є орган зору.

В даній роботі мені б хотілося ознайомитися із основами побудови комп’ютерних томографів, а також оглянути найголовніші аспекти комп’ютерної томографії вцілому.

РОЗВИТОК КОМП’ЮТЕРНОЇ ТОМОГРАФІЇ

Винахід рентгенівської томографії з обробкою одержуваної інформації на ЕОМ зробило переворот в області отримання зображення в медицині. Вперше повідомив про новий метод інженер G. Hounsfield (1972). Апарат, виготовлений і випробуваний групою інженерів англійської фірми «EMI», одержав назву ЕМІ-сканера. Його застосовували тільки для дослідження головного мозку.

G. Hounsfield у своєму апараті використовував кристалічний детектор з фотоелектронним помножувачем (ФЕП), проте джерелом була трубка, жорстко пов’язана з детектором, яка робила спочатку поступальний, а потім обертальне (1O) рух при постійному включенні рентгенівського випромінювання. Такий пристрій томографа дозволяло отримати томограму за 4 — 20 хв.

Рентгенівські томографи з подібним пристроєм (I покоління) застосовувалися тільки для дослідження головного мозку. Це пояснювалося як великим часом дослідження (візуалізації тільки нерухомих об'єктів), так і малим діаметром зони томографірованія до (24 см). Однак одержуване зображення несло велику кількість додаткової діагностичної інформації, що послужило поштовхом не тільки до клінічного застосування нової методики, але і до подальшого вдосконалення самої апаратури.

Другим етапом у становленні нового методу дослідження був випуск до 1974р. комп’ютерних томографів, що містять кілька детекторів. Після поступального руху, яке проводилося швидше, ніж у апаратів I покоління, трубка з детекторами робила поворот на 3−10o, що сприяло прискоренню дослідження, зменшення променевого навантаження на пацієнта та поліпшення якості зображення. Однак час отримання однієї томограми (20−60 с) значно обмежувало застосування томографів II покоління для дослідження всього тіла зважаючи неминучих артефактів, що з’являються з-за довільних і мимовільних рухів.

Одержання якісного зображення зрізу тіла людини на будь-якому рівні стало можливим після розробки в 1976—1977 рр. комп’ютерних томографів III покоління. Принципова відмінність їх полягала в тому, що було виключено поступальний рух системи трубка-детектори, збільшені діаметр зони дослідження до 50−70 см і первинна матриця комп’ютера (фірми «Дженерал Електрик», «Пікер», «Сіменс», «Тошиба», «ЦЖР»). Це призвело до того, що одну томограму стало можливим отримати за 3−5 с при обороті системи трубка-детектори на 360 градусів. Якість зображення значно покращився і стало можливим обстеження внутрішніх органів.

З 1979 р. деякі провідні фірми почали випускати комп’ютерні томографи IV покоління. Детектори (1100−1200 шт.) В цих апаратах розташовані по кільцю і не обертаються. Рухається тільки рентгенівська трубка, що дозволяє зменшити час отримання томограми до 1−1,5 с при повороті трубки на 360o. Це, а також збір інформації під різними кутами збільшує обсяг отримуваних відомостей при зменшенні витрат часу на томограму.

У 1986 р. стався якісний стрибок в апаратобудуванні для рентгенівської комп’ютерної томографії. Фірмою «Іматрон» випущений комп’ютерний томограф V покоління, що працює в реальному масштабі часу. У 1988 р. комп’ютерний томограф «Іматрон» купила фірма «Пікер» (США) і тепер він називається «Фастрек».

Враховуючи зацікавленість клінік в придбанні комп’ютерних томографів, з 1986 р. визначився напрям по випуску «дешевих» компактних систем для поліклінік і невеликих лікарень (М250, «Меди-тек»; 2000 т, «Шімадзу»; СТ МАХ, «Дженерал Електрик»). Володіючи деякими обмеженнями, пов’язаними з числом детекторів або часом та обсягом інформації, що збирається, ці апарати дозволяють виконувати 75−95% (залежно від виду органу) досліджень, доступних «великим» Комп’ютерна томографія.

ПРИНЦИПИ УТВОРЕННЯ ПОШАРОВОГО ЗОБРАЖЕННЯ

При виконанні звичайної рентгенограми три компоненти — плівка, об'єкт і рентгенівська трубка — залишаються в спокої. Томографічний ефект можна отримати при наступних комбінаціях:

1. нерухомий об'єкт і рухомі джерело (рентгенівська трубка) і приймач (рентгенографічна плівка, селенова пластина, кристалічний детектор і т.п.) випромінювання;

2. нерухомий джерело випромінювання і рухомі об'єкт і приймач випромінювання;

3. нерухомий приймач випромінювання та рухомі об'єкт і джерело випромінювання. Найбільш поширені томографи з синхронним переміщенням трубки і плівки в протилежних напрямках при нерухомому об'єкті дослідження. Рентгенівський випромінювач і касетоп-власника з приймачем випромінювання (рентгенівська плівка, селенова пластина) з'єднують жорстко за допомогою металевого важеля. Вісь обертання важеля (Переміщення трубки і плівки) знаходиться над рівнем столу і її можна довільно переміщати.

Переміщення трубки і плівки по траєкторії пряма-пряма, тобто по паралельних прямолінійних напрямних. Такі томографи, що мають найпростішу конструкцію, набули найбільшого поширення. У томографах з траєкторіями дуга-дуга, дуга-пряма геометричним місцем точок, проекції яких при русі системи нерухомі щодо плівки, є площина, паралельні площині плівки і що проходить через вісь хитання системи; виділяється шар також плоскої форми. Через більш складної конструкції ці томографи набули меншого поширення.

Описані вище апарати відносяться до лінійних томографа (з лінійними траєкторіями), так як проекції траєкторій руху системи трубка-плівка на виділяється площину мають вигляд прямої лінії, а тіні розмазування мають прямолінійну форму.

За кут повороту (хитання) трубки 2 в таких томографах приймають кут її повороту з одного крайнього положення в інше; переміщення трубки від нульового положення.

У томографах з нелінійним розмазуванням переміщення системи трубка — плівка відбувається по криволінійних траєкторіях — колу, еліпсу, гіпоціклоіде, спіралі. При цьому відношення відстаней фокус трубки — центр обертання і центр обертання — плівка зберігається постійним. І в цих випадках доведено, що геометричним місцем точок, проекції яких при русі системи нерухомі щодо плівки, є площина, паралельна площині плівки і що проходить через вісь хитання системи.

Розмазування зображення точок об'єкта, що лежать поза виділяється площині, відбувається за відповідними кривим траєкторіям руху системи. Розмазуємо зображення повторюють на плівці траєкторію переміщення фокусу рентгенівської трубки.

При симультанної (багатошарової) томографії в один прийом (одне переміщення трубки і плівки в протилежних напрямках) отримують кілька томограм завдяки розташуванню в одній касеті кількох плівок, розташованих на деякій відстані один від одного. Проекція зображення першого шару, що знаходиться на осі обертання системи (обраною висотою шару), виходить на верхній плівці. Геометрично доведено, що на наступних плівках отримують своє зображення нижележащие паралельні до осі руху системи шари, відстані між якими приблизно рівні відстаням між плівками. Основним недоліком поздовжньої томографії є те, що розпливчасті зображення вище-і нижчих площин з небажаною інформацією зменшують природну контрастність. Внаслідок цього сприйняття в виділяється шарі тканин з невисокою контрастністю погіршується.

Зазначеного недоліку позбавлена аксіальна комп’ютерна рентгенівська томографія. Це пояснюється тим, що суворо коллімірованний пучок рентгенівського випромінювання проходить тільки через ту площину, яка цікавить лікаря. При цьому реєстрація розсіяного випромінювання зведена до мінімуму, що значно покращує візуалізацію тканин, особливо мало контрастних. Зниження реєстрації розсіяного випромінювання при комп’ютерній томографії здійснюється коліматорами, один з яких розташований на виході рентгенівського пучка з трубки, інший — перед складанням детекторів.

Відомо, що при однаковій енергії рентгенівського випромінювання матеріал з більшою відносною молекулярною масою буде поглинати рентгенівське випромінювання в більшій мірі, ніж речовина з меншою відносною молекулярною масою. Подібне ослаблення рентгенівського пучка може бути легко зафіксовано. Однак на практиці ми маємо справу з абсолютно неоднорідним об'єктом — тілом людини. Тому часто трапляється, що детектори фіксують кілька рентгенівських пучків однакової інтенсивності в той час, як вони пройшли через абсолютно різні середовища. Це спостерігається, наприклад, при проходженні через однорідний об'єкт достатньої довжини і неоднорідний об'єкт з такою ж сумарної щільністю.

При поздовжній томографії різницю між щільністю окремих ділянок визначити неможливо, оскільки «тіні» ділянок накладаються один на одного. За допомогою комп’ютерної томографії вирішена і це завдання, тому що при обертанні рентгенівської трубки навколо тіла пацієнта детектори реєструють 1,5 — 6 млн сигналів з різних точок (проекцій) і, що особливо важливо, кожна точка багаторазово проектується на різні навколишні точки.

При реєстрації ослабленого рентгенівського випромінювання на кожному детекторі збуджується струм, що відповідає величині випромінювання, що потрапляє на детектор. У системі збору даних струм від кожного детектора (500−2400 шт.) Перетвориться в цифровий сигнал і після підсилення подається в ЕОМ для обробки і зберігання. Тільки після цього починається власне процес відновлення зображення.

Відновлення зображення зрізу за сумою зібраних проекцій є надзвичайно складним процесом, і кінцевий результат являє собою якусь матрицю з відносними числами, що відповідає рівню поглинання кожної точки окремо.

У комп’ютерних томографах застосовуються матриці первинного зображення 256×256, 320×320, 512×512 і 1024×1024 елементів. Якість зображення росте при збільшенні числа детекторів, збільшення кількості реєстрованих проекцій за один оборот трубки і при збільшенні первинної матриці. Збільшення кількості реєстрованих проекцій веде до підвищення променевого навантаження, застосування більшої первинної матриці - до збільшення часу обробки зрізу або необхідності встановлювати додаткові спеціальні процесори відеозображення.

КОМП’ЮТЕРНА ТОМОГРАМА

Отримання комп’ютерної томограми (зрізу) голови на обраному рівні грунтується на виконанні наступних операцій:

1. формування необхідної ширини рентгенівського променя (коллімірованіе);

2. сканування голови пучком рентгенівського випромінювання, здійснюваного рухом (обертальним і поступальним) навколо нерухомої голови пацієнта пристрої «випромінювач — детектори»;

3. вимір випромінювання та визначення його ослаблення з подальшим перетворенням результатів в цифрову форму;

4. машинний (комп'ютерний) синтез томограми за сукупністю даних вимірювання, що відносяться до обраного шару;

5. побудова зображення досліджуваного шару на екрані відеомонітора (Дисплея).

У системах комп’ютерних томографів сканування і отримання зображення відбуваються таким чином. Рентгенівська трубка в режимі випромінювання.

«Обходить» голову по дузі 240 градусів, зупиняючись через кожні 3 градуси цієї дуги і роблячи поздовжнє переміщення. На одній осі з рентгенівським випромінювачем закріплені детектори — кристали йодистого натрію, перетворюють іонізуюче випромінювання в світлове. Остання потрапляє на фотоелектронні помножувачі, що перетворюють цю видиму частину в електричні сигнали.

Електричні сигнали піддаються посиленню, а потім перетворення на цифри, які вводять в ЕОМ. Рентгенівський промінь, пройшовши через середовище поглинання, послаблюється пропорційно щільності тканин, що зустрічаються на його шляху, і несе інформацію про ступінь його ослаблення в кожному положенні сканування. Інтенсивність випромінювання у всіх проекціях порівнюється з величиною сигналу, що надходить з контрольного детектора, що реєструє вихідну енергію випромінювання відразу ж на виході променя з рентгенівської трубки.

Отже, формування показників поглинання (ослаблення) для кожної точки досліджуваного шару відбувається після обчислення відношення величини сигналу на виході рентгенівського випромінювача до значення його після проходження об'єкта дослідження (коефіцієнти поглинання).

У ЕОМ виконується математична реконструкція коефіцієнтів поглинання і просторове їх розподіл на квадратній багатоклітинній матриці, а отримані зображення передаються для візуальної оцінки на екран дисплея. За одне сканування отримують два дотичних між собою зрізу товщиною 10 мм кожний. Картина зрізу відновлюється на матриці розміром 160×160.

Отримані коефіцієнти поглинання виражають у відносних одиницях шкали, нижня межа якої (-1000 од.Н.) (од.Н. — одиниці Хаунсфільда ??або числа комп’ютерної томографії) відповідає ослабленню рентгенівських променів у повітрі, верхня (+1000 од.Н.) — послаблення у кістках, а за нуль приймається коефіцієнт поглинання води. Різні тканини мозку і рідкі середовища мають різні за величиною коефіцієнти поглинання. Наприклад коефіцієнт поглинання жиру знаходиться в межах від -100 до 0 од.Н., спинно-мозкової рідини — від 2 до 16 од.Н., крові - від 28 до 62 од.Н. Це забезпечує можливість отримувати на комп’ютерних томограмах основні структури мозку і багато патологічні процеси в них. Чутливість системи в уловлюванні перепаду рентгенівської щільності в звичайному режимі дослідження не перевищує 5 ед.Н., що становить 0,5%.

На екрані дисплея високим значенням щільності (наприклад, кістки) відповідає світлі ділянки, низьким — темні. Градаційна здатність екрана становить 15−16 напівтонових ступенів, розрізняє людським оком. На кожну ступінь, таким чином, доводиться близько 130 од.Н.

Для повної реалізації високої роздільної здатності томографа по щільності в апараті передбачені кошти управління так званої ширини вікна і його рівня (положення), щоб дати рентгенологу можливість аналізувати зображення на різних ділянках шкали коефіцієнтів поглинання. Ширина вікна — це величина різниці найбільшого і найменшого коефіцієнтів поглинання, відповідна вказаною перепаду яскравості.

Положення або рівень вікна (центр вікна) — це величина коефіцієнтів ослаблення, рівна середині вікна і обрана з умов найкращого виявлення густин цікавить групи структур або тканин. Найважливішою характеристикою є якість одержуваного зображення.

Відомо, що якість візуалізації анатомічних утворень головного мозку та вогнищ ураження залежить в основному від двох факторів: розміру матриці, на якій будується томограма, і перепаду показників поглинання. Величина матриці може справити значний вплив на точність діагностики. Так, кількість помилкових діагнозів при аналізі томограм на матриці 80×80 клітин становила 27%, а при роботі на матриці 160×160 — зменшилося до 11%.

Комп’ютерний томограф володіє двома видами роздільної здатності: просторової і по перепаду щільності. перший тип визначається розміром клітки матриці (зазвичай — 1,5×1, 5 мм), другий дорівнює 5 од.Н. (0,5%).

Відповідно до цих характеристик теоретично можна розрізняти елементи зображення розміром 1,5×1, 5 мм при перепаді щільності між ними не менше 5 од.Н. (1%) вдається виявляти вогнища величиною не менш 6×6 мм, а при різниці в 30 од.Н. (3%) — деталі розміром 3×3 мм. Звичайна рентгенографія дозволяє вловити мінімальну різницю по щільності між сусідніми ділянками в 10−20%. Однак при дуже значному перепаді густин поруч розташованих структур виникають специфічні для даного методу умови, що знижують його роздільну здатність, тому що при побудові зображення в цих випадках відбувається математичне усереднення і при цьому вогнища невеликих розмірів можуть бути не виявлені. Найчастіше це відбувається при невеликих зонах зниженої щільності, розташованих поблизу масивних кісткових структур (піраміди скроневих кісток) або кісток склепіння черепа. Важливою умовою для забезпечення проведення комп’ютерної томографії є ??нерухоме положення пацієнта, бо рух під час дослідження приводять до виникнення артефактів — наведень: смуг темного кольору від утворень з низьким коефіцієнтом поглинання (повітря) і білих смуг від структур з високим КП (кістка, металеві хірургічні кліпси), що також знижує діагностичні можливості.

ПОСИЛЕННЯ КОНТРАСТНОСТІ

Для отримання більш чіткого зображення патологічно змінених ділянок у головному мозку застосовують ефект посилення контрастності, яких досягається внутрішньовенним введенням рентгеноконтрастної речовини, Збільшення щільності зображення на комп’ютерній томограмі після внутрішньовенного введення контрастної речовини пояснюється внутрішньо-і позасудинним компонентами. Внутрішньосудинне посилення знаходиться в прямій залежності від вмісту йоду в циркулюючої крові. При цьому збільшення концентрації на 100 мг йоду в 100 мл обумовлює величини абсорбції на 26 ед.Н. (Ед.Н. — одиниці Хаунсфільда або числа комп’ютерної томографії). При комп’ютерно-томографічних вимірах венозних проб після введення 60% контрастної речовини в дозі 1 мл на кг маси тіла, щільність потоку підвищується в середньому протягом 10 хв після ін'єкції, складає 39,2 плюс-мінус 9,8 ед.Н. Зміст контрастної речовини в крові, що протікає змінюється в результаті того, що відносно швидко починається виділення його нирками. Вже протягом перших 5 хв після болюсної ін'єкції концентрація речовини в крові в середньому знижується на 20%, у наступні 5 хв — на 13% і ще через 5 хв — на 5%.

Нормальне збільшення щільності мозку на комп’ютерній томограмі після введення контрастної речовини пов’язане з внутрішньосудинної концентрацією йоду. Можна отримати зображення судин діаметром до 1,5 мм, якщо рівень йоду в крові становить приблизно 4 мг / мл і за умови, що посудина розташований перпендикулярно до площини зрізу. Спостереження привели до висновку, що контрастне речовина накопичується в пухлинах.

Опис комп’ютерного томографа Brilliance iCT на функціональному рівні

Brilliance iCT- сучасний мультизрізовий рентгенівський комп’ютерний томограф для проведення будь-яких обстежень всього тіла. Brilliance iCT- сканер для рутинних досліджень, що дозволяє проводити стандартні КТ обстеження і постобробку.

Розроблена конфігурація системи забезпечує відмінну якість зображень при мінімально можливої променевому навантаженні на пацієнта. Легкість управління і висока продуктивність системи гарантуються призначеним для користувача інтерфейсом syngo і технологією ефективної організації робочого потоку пацієнтів. Привабливий інноваційний дизайн гентрі сканера.

Brilliance iCT- можливості системи:

— Висока швидкість сканування і роздільна здатність визначаються високою швидкістю обертання гентрі (60 оборотів / хв) з першокласної детекторної системою для швидкого збору даних і відображення їх у реальному масштабі часу. Чітка візуалізація тонких кісткових структур і м’яких тканин з чудовою роздільною здатністю до 1.0 мм.

— UFC (Ultra Fast Ceramic) — ультраскоростние детекторні матеріали на керамічних композитах (патент фірми SIEMENS) для високошвидкісного збору даних великих обсягів з неперевершеним дозволом. Об'ємне спіральне мультизрізовий сканування використовує мультіротаціонний метод з безперервним беспропусковим збором даних;

— CARE Dose — технологія модуляції дози опромінення в реальному масштабі часу, що дозволяє знизити променеве навантаження до 56% без шкоди для якості медичних зображень;

— Висококонтрастне дозвіл — 0% MTF (передавальної функції) ± 10%: 15.5 пар ліній на см;

— Syngo мультимодальная користувача платформа медичних програм. Простота і інтуїтивність управління, загальних вид інтерфейсу для будь-яких додатків і унікальна мультимодальная взаємозв'язок;

— Відображення зображення в матриці 1024×1024 на безбліковими кольоровому плоскопанельні монітори з діагоналлю 43 см;

— Товщина гентрі 68.5 см при апертурі 70 см значно підвищує комфорт пацієнта і швидкість проведення обстежень;

— Мінімальні вимоги до площі розміщення устаткування (17,0 м?) І швидке виконання монтажних робіт, обумовлені компактною конструкцією;

— Високоефективна система повітряного кондиціонування. Не потрібна спеціальна система охолодження;

— Привабливий інноваційний дизайн сканера.

Матричний детектор комп’ютерного томографу складається з 22 400 елементів. Матричний детектор на всіх 16-ти рядах підтримує найвищу роздільну здатність та деталізацію з мінімально можливим (0,5 мм) розміром елемента (по відношенню до ізоцентру). Надзвичайно висока чутливість детекторів «Квант», гарантують найнижчі променеві навантаження на пацієнтів, одночасно забезпечуючи найкращу низьку контрастну роздільну здатність 2 мм з контрастом на 0.3% і 22.3 mGy (для фантома діаметром 20 см).

Робоча станція виконує мультипланарне реформатування з об'ємного набору даних, використовуючи приблизно 16 зображень в секунду, практично в реальному масштабі часу.

Деякі з переваг:

— Детектор 16 рядів x 0.5 мм високої роздільної здатності для високоточної діагностики;

— Вибір товщини зрізу 16×1.0 мм та 4×0.5 мм для діагностики при 180 см діапазоні сканування

— Стандартна швидкість ротації 0. 75 секунди

— Стандартний час реконструкції 0.1 секунди (10 зображень в секунду з алгоритмом Feldkamp)

Фундаментально новий об'єкт в КТ діагностиці - це генерація тонких зрізів з максимально можливою роздільною здатністю в трьох просторових проекціях. Маленький розмір елементу детектора в Z напрямку з 16×0,5 мм шириною по відношенню до ізоцентру є найважливішим і разом з методом «Промінь Конуса» реконструкції (конічної реконструкції променя) створює передумови для отримання ізотропних зображень з високо контрастною роздільною здатністю 0,35 мм у всіх трьох площинах.

Сьогодні можливе відображення артеріальної та венозної фаз без часового перекриття при дослідженнях судин з контрастом використовуючи 0,5-секундну ротацію.

Activion 16 має діапазон сканування 180 см та 0,75 секундну ротацію, що дає можливість сканувати пацієнтів з політравмою, невідкладними станами та дітей. Activion 16 гарантує користувачу швидкий доступ до отримуваних об'ємних даних, менше ніж за 0,1 сек.

Рис. 5 Функціональна схема КТ в системі LABVIEW

Brilliance iCT — це сучасни й томограф системи безперервного обертання, що складається з таких компонентів:

1. Робоча станція

Робоча станція служить для управління процесом сканування і спостереження за ним. Вона складається з наступних компонентів:

2. Обчислювальна система

Обчислювальна система складається з наступних елементів:

— Комп'ютер Dell з операційною системою Windows

(головний комп’ютер)

— Єдина система реконструкції зображень

3. Пульт управління скануванням

Після запуску сканування за допомогою відповідної екранної панелі інструментів подальшими діями можна управляти з пульта управління скануванням.

Рис. 3 Пульт управління скануванням

Блок складається з набору кнопок та світлових індикаторів, які служать для управління рухом столу пацієнта і відображенням положення столу.

· Кнопка екстреної зупинки зупиняє рух гентрі і генерацію рентгенівського випромінювання в екстреному випадку.

· Kлюч включає і зупиняє обертання гентрі (щоб включити, поверніть на себе).

· Екран управління вказує положення гентрі і столу.

· кнопки переміщення столу вперед / назад і переміщення столу вгору / вниз служать для переміщення столу пацієнта у відповідних напрямках.

· Кнопка ручного сканування служить для виконання окремих сеансів сканування.

· Кнопка автоматичного сканування забезпечує виконання декількох послідовних сеансів сканування. Якщо натиснута кнопка автоматичного сканування, в ході аксіального сканування виконується вся група циклів аксіального сканування в межах однієї серії. В ході спірального синхронізованого сканування з кількома серіями можна завершити всі синхронізовані серії, одноразово натиснувши на кнопку автоматичного сканування.

Система електронного управління комп’ютерним томографом

КТ являє собою складну систему, що складається з великого числа вузлів різного призначення і розміщену на великій площі. Сказане стосується в першу чергу до КТ з резистивним магнітом, які мають складну енергетичну установку для живлення головного магніту і систему водяного охолодження. Що ж до вузлів керування градієнтної і РЧ системами, то вони приблизно однакові у всіх типів КТ томографів.

Враховуючи, що випускаються всі три типи томографів, розглянемо, як найбільш загальну, структурну схему системи КТ з резистивним магнітом (рис. 1). На відміну від РКТ або УЗ сканерів, де деякі системи (наприклад, електромеханічні вузли сканування або механічні датчики) працюють автономно, в КТ все субсистеми, які беруть участь у зборі та обробці інформації, працюють під управлінням ЕОМ. Свої керуючі функції ЕОМ здійснює через електронний блок управління — Крейт. Звідси йдуть аналогові і цифрові керуючі сигнали і команди в РЧ передавач і джерела живлення градієнтних котушок. У цих блоках генеруються сигнали великої потужності і виділяються значні теплові втрати. Тому вони оформлені в самостійні конструктивні вузли. Джерела живлення градієнтної системи, по суті, являють собою підсилювачі потужності та розміщені в шафах в одному приміщенні з джерелом живлення головного магніту. Там же знаходяться і основні вузли контролю системи охолодження.

Магнітна система КТ, яку за аналогією з блоком скануючого пристрою РКТ можна було б назвати гентрі, міститься в спеціальній кімнаті, підлога, стіни і стеля якої обтягуються тонкої металевої сіткою. Вона служить для захисту від перешкод, що проникають по ефіру від різних джерел: станцій радіо-і телемовлення, електротранспорту, місцевих джерел, наприклад потужних апаратів УВЧ терапії та ін Проте, перешкоди проникають і вносять спотворення в КТ-томограми. І це зрозуміло — РЧ сигнали, одержувані від тканин організму, порівнянні за величиною з електромагнітними коливаннями, що приходять з ефіру і складають десятки мікровольт. Перешкоди можуть проникати також з електромережі. Для їх придушення всі силові струми — джерел живлення головного магніту, градієнтної системи і передавача — пропускаються через фільтри. Цій же меті служить застосування попереднього підсилювача РЧ сигналу, розташованого в безпосередній близькості від РЧ котушки для тіла. Слабкий Р Ч сигнал, посилений до кількох мілівольт з мінімальною домішкою перешкод, надходить в Крейт, де додатково посилюється.

Системі водяного охолодження відводиться важлива роль. Вода використовується для відводу тепла не тільки від котушок головного магніту, а й від навантажених силових елементів джерел живлення головного магніту і градієнтних систем. Застосовують два типи систем водяного охолодження: статичну і динамічну. У статичній системі вода закачується в резервуар, розташований на висоті 9-го — 10-го поверху, тобто створюється тиск близько 3 — 4 атм. Резервуар має ємність, достатню для роботи КТ протягом 1 години. Динамічна система простіше, так як вода подається в систему охолодження безпосередньо з водопровідної мережі насосом. Проте стабільність напору води в ній гірше, а при аваріях у водопровідній мережі або в системі охолодження обстеження доводиться відразу переривати.

Як і в системі РКТ, в КТ застосовують два монітори: кольоровий загального призначення та напівтоновий чорно-білий для виведення зображення. Для отримання твердої копії зображення застосовують різні принтери — лазерні, теплові та інші, які дають чорно-білі (або інших відтінків) напівтонові зображення.

Особливістю системи керуючих команд КТ в порівнянні з РКТ і ультразвуковими сканерами є велика питома вага аналогових сигналів. До них відносяться, перш за все, радіочастотні посилки (несучі коливання і огинає) і аналогові напруги для керування градієнтної системою, а також деякі допоміжні сигнали. Роль цифрових сигналів в основному зводиться до управління аналоговими сигналами та формування тимчасових інтервалів. Зрозуміло, аналоговий РЧ сигнал, що приймається антеною, перетвориться в цифровий. В основному всі сигнали і дані вимірювання, що передаються на виконавчі пристрої і в ЕОМ, виробляються в крейта, структурна схема якого наведена на рис. 2.

Рис. 7 Структурна схема системи КТ

Контролер призначений для організації обміну даними між крейта і ЕОМ. Він забезпечує адресацію блоків крейта, трансляцію даних з ЕОМ, прийом оцифрованого КТ сигналу в послідовному коді по двох каналах, перетворення його у паралельний і введення в ЕОМ в режимі прямого доступу до пам’яті. З метою прискорення перетворення виду зображення в ньому можуть бути передбачені для цього апаратні засоби. Наприклад, порівняно просто і швидко на апаратному рівні виконується інверсія зображення «позитив-негатив» за допомогою елементів «виключає АБО».

Більшість блоків крейта вимагає для свого функціонування різноманітних імпульсів різної частоти і тривалості. Їх постачає програматор імпульсів, який, у свою чергу, отримує необхідну інформацію про ці імпульси від контролера.

Хоча індуктивності градієнтних котушок порівняно невеликі (кілька десятків мкГн), при подачі градієнтних імпульсів з крутими фронтами в них можуть виникати небажані перехідні процеси. У блоці корекції градієнтів відбувається автоматичне перетворення прямого фронту напруги, що надходить від програматора імпульсів, в напругу з лінійним фронтом і оптимальною швидкістю наростання, при якій перехідний процес мінімальний.

Нарешті, в блоці АЦП і фільтрів формується цифровий результат перетворення КТ-сигналу. Фільтри для вибору смуги пропускання, в якій приймається сигнал від обраного шару, тобто в смузі частоти зсуву. Таких блоків у крейта також може бути два (два інформаційні канали).

Як бачимо з структурної схеми крейта, керуюча електроніка КТ не дуже складна. У всякому разі, УЗ сканер за насиченістю різними керуючими електронними пристроями значно перевершує КТ томограф. Складність КТ полягає в його магнітній системі та програмному забезпеченні.

СПИСОК ЛІТЕРАТУРИ

1. Розенштраух Л. С. Невидиме стало зримим (успіхи і проблеми променевої діагностики) .- М.: Знання, 1987 .- 64 с.

2. Томографія грудної клітини / Помозгов А.І., Терновий С. К., Бабин Я. С., Лепихин Н. М. — К.: Здоров’я, 1992 .- 288 с.

3. Комп’ютерна томографія мозку. Верещагін Н.В., Брагіна Л.К., Вавілов С.Б., Левіна Г. Я. -М.: Медицина, 1986. -256 с.

4. Коновалов А. Н., Корнієнко В.М. Комп’ютерна томографія в нейрохірургічної клініке. -М.: Медицина, 1988. — 346 с.

5. Фізика візуалізації зображень в медицині: У 2-х томах. Т. 1: Пер. з англ. / Под ред. С. Уебба. -М.: Світ, 1991 .- 408 с.

6. Антонов А. О., Антонов О. С.,. / / Мед. техніка. -1995 .- № 3 — с. 3−6

7. Бєлікова Т.П., Лапшин В. В., Яшунського Н.І. / / Мед. техніка. -1995 .- № 1-с. 7

ПоказатьСвернуть
Заполнить форму текущей работой