Раздел #7 МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ В ЛУЧЕВОЙ ДИАГНОСТИКЕ

РАЗДЕЛ 7

МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ В ЛУЧЕВОЙ ДИАГНОСТИКЕ

Методы рентгеновской диагностики

В настоящее время в клинической практике доминирующими методами диагностики являются рентгенография, ангиография, радионуклидная и ультразвуковая диагностика, КТ и МРТ. С помощью этих методов можно визуализировать практически все органы и ткани организма и в большинстве случаев изучить их функцию, кровоснабжение и метаболизм.

Правильное и комплексное их использование обеспечивает получение сведений о морфологической и функциональной характеристике патологического процесса более чем в 80% случаев соматических заболеваний.

Исторически наибольшее распространение получил рентгенологический метод, значение которого трудно переоценить. До настоящего времени практически во всех медицинских учреждениях в первую очередь используют аппараты для рентгенологического исследования. Рентгеновские установки просты, надежны, экономичны. Именно эти системы по-прежнему служат основой для диагностики травм скелета, болезней легких и пищеварительного канала. Кроме того, рентгеновский метод играет важную роль в различных интервенционных вмешательствах, как диагностических, так и лечебных.

Краткая характеристика рентгеновского излучения

Рентгеновское излучение занимает часть спектра электромагнитных колебаний (рис. 3.1), которая расположена между у- и ультрафиолетовым излучением и представляет собой поток квантов (фотонов), распространяющихся со скоростью света. Кванты не имеют заряда и обладают очень малой массой. Основными свойствами рентгеновских лучей, обусловливающими их использование в практической медицине, являются проникающая способность, флюоресцирующее, фотохимическое и биологическое действие.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0011.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.1. Шкала электромагнитных колебаний

Проникающая способность существенно зависит от длины волны излучения, которая колеблется в пределах от десятков до сотых долей ангстрема. Чем короче длина волны, тем «жестче» излучение и тем большей проникающей способностью оно обладает. В свою очередь длина волны рентгеновского излучения зависит от величины напряжения, приложенного к полюсам рентгеновской трубки. Чем выше напряжение на трубке, тем больше скорость и энергия потока электронов в вакуумном пространстве трубки и тем меньшая длина волны будет у возникающих рентгеновских лучей. Рентгеновское излучение не является полностью монохромным. В зависимости от напряжения в излучении будут преобладать жесткие или мягкие лучи.

При взаимодействии рентгеновского излучения с веществом в последнем происходят качественные и количественные изменения. Степень поглощения рентгеновских лучей тканями различна и определяется показателями плотности, толщины и атомной массы элементов, входящих в состав исследуемого объекта. Чем выше эти показатели, тем в большей степени, при прочих равных условиях, поглощаются рентгеновские лучи. Особенности строения человеческого тела, наличие в нем органов разной физической плотности (легкие, кости, мягкие ткани и т. д.) обусловливают неодинаковое поглощение в них рентгеновских лучей, что составляет основу визуализации внутренних органов и структур.

Для регистрации особенностей поглощения рентгеновских лучей разными органами и тканями используют их способность вызывать флюоресценцию некоторых химических соединений (платиноцианистый барий, сульфид цинка и кадмия, соли вольфрама и др.), а также оказывать фотохимическое действие. Эти свойства служат основой для практического применения методов рентгенологического исследования — рентгеноскопии и рентгенографии.

Биологическое действие рентгеновского излучения на организм требует проведения защитных мероприятий при обследовании пациентов. К ним относят использование индивидуальной защиты для пациента и персонала, возможно более короткое время обследования, применение дистанционного управления для защиты персонала и по возможности замену рентгеноскопии на рентгенографию.

Получение изображения. Аналоговые и цифровые технологии

Рентгеновское изображение получают на диагностических установках общего назначения (универсальные) и специализированных аппаратах.

На универсальных установках исследуют легкие, пищеварительный канал (пищевод, желудок, двенадцатиперстная и толстая кишка), выполняют разнообразные интервенционные манипуляции (пункции, дренирование).

Специализированные аппараты применяют для урологических, стоматологических, маммологических и других исследований.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0012.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.2. Принципиальная схема устройства аппаратов для получения лучевых изображений

Рентгеновские аппараты, как и все системы, предназначенные для получения лучевых изображений, принципиально схожи. Как видно из рис. 3.2, они состоят из источника излучения, принимающего устройства (детектора), блока обработки сигнала и компьютера, дисплея, системы архивации и устройства для выполнения «твердых» копий (принтер/ камера).

Прямое аналоговое изображение при классической рентгенографии и рентгеноскопии возникает на рентгенографической пленке или флюоресцирующем экране в виде отдельных точек, оптическая плотность которых отражает степень поглощения объектом рентгеновского излучения. При этом пространственное и контрастное разрешение изображения при каждом виде рентгеновского исследования зависит от качества рентгеновского излучения и физикохимических свойств пленки и флюоресцирующих экранов. Пленка реагирует на воздействие рентгеновских лучей потемнением, флюоресцирующий экран — испусканием фотонов видимого света — флюоресценцией.

В рентгеновских аппаратах независимо от назначения источником излучения является рентгеновская трубка. Устройство рентгеновской трубки показано на рис. 3.3. Приемник излучения представляет собой кассету с рентгеновской пленкой или экран, покрытый флюоресцирующим веществом. В современных аппаратах в качестве приемника излучения используют электронно-оптическую цифровую систему (усилитель рентгеновского изображения — УРИ) или специальные цифровые устройства. Внешний вид современного универсального рентгеновского аппарата представлен на рис. 3.4.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0013.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.3. Устройство рентгеновской трубки

1 — анод; 2 — катод; 3 — напряжение, подаваемое на трубку; 4 — рентгеновское излучение.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0014.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.4. Универсальный рентгеновский аппарат

Таким образом, в традиционном варианте рентгенографии генерируемые в рентгеновской трубке лучи после прохождения через тело пациента, поглощаясь (ослабляясь) внутренними органами и структурами, воздействуют на рентгеновскую пленку, покрытую светочувствительной эмульсией, содержащей галоидные соединения серебра, благодаря чему происходит неоднородное воздействие на эмульсию. Для выявления изображения пленку необходимо проявить. Выделение металлического серебра из его соединений, которое происходит под воздействием фотонов излучения, регистрируют при фотопроцессе (проявление, фиксация). При этом химические реакции, происходящие между соединениями, создают и закрепляют изображение в экспонированной рентгенографической пленке. В результате фотопроцесса изображение на пленке проявляется разной степенью почернения, связанного с плотностью микроскопических черных гранул серебра. Наиболее светлые участки изображения соответствуют наименьшей интенсивности излучения, достигшего пленки (плотные структуры — например, кости), таким образом, рентгенограмма представляет собой негативное изображение.

Высокая светочувствительность пленки обеспечивает короткое время экспозиции, что приводит к снижению дозы облучения пациента. Это особенно важно при проведении исследований, где доза облучения является основным фактором безопасности, например в педиатрии.

На протяжении последних 100 лет классическая рентгенография постоянно совершенствовалась. В частности, это выразилось в использовании так называемых усиливающих экранов, между которыми в кассете помещают рентгеновскую пленку. Экраны, поглощая фотоны рентгеновского излучения, становятся источниками видимого света, который в свою очередь воздействует на рентгеновскую пленку, дополнительно засвечивая ее. Это обстоятельство весьма важно, поскольку позволяет уменьшить экспозицию и, следовательно, лучевую нагрузку. Кроме того, в кассете есть отсеивающая решетка (бленда), которая уменьшает воздействие на пленку рассеянного рентгеновского излучения и повышает контрастность изображения.

Кассета с рентгеновской пленкой, усиливающими экранами и отсеивающей решеткой — важнейший элемент классической рентгенографии. Кассета предохраняет пленку от воздействия внешнего света, что позволяет проводить исследование в освещенном помещении. Она удобна при транспортировке в затемненную фотолабораторию. В последнее время появились специальные устройства для зарядки кассеты пленкой и ее проявки в последующем в светлом помещении. Для решения разнообразных задач лучевой диагностики качественные особенности получаемого изображения могут быть изменены подбором типа рентгеновской пленки и/или усиливающих экранов. Этому также способствует применение кассет различного назначения и размера.

Непрямые аналоговые технологии состоят в переносе рентгеновского изображения с флюоресцирующего экрана рентгеновского аппарата на экран телевизионного монитора. Это происходит с помощью усилителя рентгеновского изображения (УРИ) и телевизионной камеры. В дальнейшем изображение может быть зафиксировано рентгеновской пленкой, фото или кинокамерой. Киносъемка рентгеновского изображения с экрана позволяет фиксировать изображение с частотой до 50 кадров в 1 с. Благодаря этому могут быть зафиксированы быстротекущие процессы, такие как движение крови в сосудах, сокращение сердца.

Технику фотосъемки рентгеновских изображений на малоформатную кинопленку (70 х 70 или 100 х 100 мм) с экрана с помощью линзовой или зеркальной оптической системы, установленной между экраном и кассетой с кинопленкой, называют флюороскопией. В современных системах вместо пленки используют цифровые детекторы и усиливающие устройства, дающие изображение на мониторе. Принципиальная схема рентгеновского аппарата для флюороскопии дана на рис. 3.5.

Рентгенография и рентгеноскопия – наиболее старые и наиболее распространенные в медицине способы получения лучевых изображений. Анатомические структуры трехмерного объекта отображаются на пленке или визуализируются на экране в виде суммации теней в одной проекции от всего объекта. Выполнение многопроекционного исследования (во фронтальной, боковой и косых проекциях) позволяет существенно улучшить представление о пространственных взаимоотношениях различных структур в исследуемом объекте. Этой же цели служит и традиционная (классическая) продольная томография (см. ниже), позволяющая воспроизводить послойное изображение объекта на разной глубине.

Большинство диагностических исследований, выполняемых в отделениях лучевой диагностики, основываются на получении традиционных рентгеновских проекционных изображений с помощью прямых аналоговых, непрямых аналоговых и цифровых технологий.

Классическая рентгенография, основанная на прямых и непрямых аналоговых технологиях, несмотря на широкое распространение, имеет ряд недостатков и ограничений.

К ним в первую очередь относят относительно большие экспозиционные дозы, использование рентгеновской пленки и проявочных машин, необходимость содержания архива рентгеновских пленок, невозможность тиражирования и трансформации изображений. Во многом именно эти обстоятельства способствовали совершенствованию способов получения рентгеновского изображения для медицинской диагностики, что удалось претворить в жизнь с помощью современных цифровых технологий.

Термин «цифровая рентгенография» применяют к методам, которые позволяют преобразовывать изображение в цифровой код. Если на каждой единице площади аналогового изображения рассчитать среднюю плотность затемнения, зависящую от количества поглощенного рентгеновского излучения, и поставить соответствующее этой плотности цифровое значение, то все изображение может быть выражено в виде цифровой матрицы. Каждая единица площади цифрового изображения — пиксель (англ. pixel; от picture — рисунок и cell — ячейка) имеет на матрице свои пространственные координаты.

Известны несколько способов создания цифровых проекционных рентгеновских изображений. Во-первых, цифровое изображение можно получить, обработав аналоговое. Принцип преобразования аналогового изображения в цифровое представлен на рис. 3.6.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0015.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.5. Устройство флюороскопической установки.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0016.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.6. Преобразование аналогового изображения в цифровое.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0017.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.7. Зависимость пространственного разрешения и качества цифрового изображения от размера матрицы.

1 — аналоговое изображение; 2 — цифровое изображение с матрицей размером 4×4 элемента; 3 — цифровое изображение с матрицей размером 8×8 элементов; 4 — цифровое изображение с матрицей размером 16 х 16 элементов; 5 — цифровое изображение с матрицей размером 256 х 256 элементов.

Самой распространенной технологией такого рода являются цифровая рентгеноскопия и рентгенография, выполняемые методом оцифровки рентгеновского изображения. В этих системах аналоговые сигналы, полученные на считывающем устройстве, оцифровывают и записывают в виде цифровой матрицы, которую хранят в памяти компьютера. От размера матрицы зависит качество передачи изображения (рис. 3.7). Цифровая матрица представлена в двоичной системе счисления (биты). В различных приборах объем информации может составлять от 8 до 16 бит на 1 пиксель. Для визуализации изображения цифровое значение каждого пикселя преобразуется в точку определенной яркости на экране монитора. Если аналоговое изображение можно зафиксировать лишь однажды, в момент его получения, то цифровое может быть неоднократно вызвано из памяти для дополнительной обработки и получения «твердых» копий.

Для выполнения копий в этом случае применяют специальное устройство, называемое мультиформатной камерой. Изображения фиксируют на мультиформатной пленке размером 35 х 43 см, внешне похожей на рентгеновскую, однако она не содержит серебра. В мультиформатной камере используют технологию безжидкостной фототермографии. На листе пленки можно разместить от 1 до 30-40 изображений, а на практике, как правило,- от 12 до 20. Если на пленке больше 20-24 изображений, то они становятся настолько мелкими, что их трудно анализировать. Нередко «твердые» копии выполняют на бумаге, используя специальные принтеры, однако качество изображения на бумаге хуже, чем на мультиформатных пленках.

Практически все современные методы лучевой диагностики (цифровая рентгенография, ангиография, КТ, радионуклидные и ультразвуковые исследования, МРТ) являются цифровыми. В этих системах изображение записывают на цифровую матрицу различного размера. Наиболее распространены матрицы размером 128 х 128, 256 х 256 и 512 х 512 элементов (см. рис. 3.7, крайняя правая матрица). Для получения изображения на экране можно использовать и формат размером 1024 х 1024 элемента. Каждый из пикселей содержит определенный диапазон серой шкалы. Например, 8 битам соответствует 256 оттенков серой шкалы, а 12 битам — 4096. Такое большое количество оттенков серого цвета не воспринимается человеческим глазом, поэтому на пленке отображается только необходимая на данный момент информация. Выбор числа оттенков серой шкалы, видимых глазом, варьируются смещением центра и ширины электронных «окон» на экране монитора компьютера. В дальнейшем можно вновь извлекать изображение из памяти компьютера и выполнять снимки с другими установками «окна».

Одним из важнейших показателей любого аппарата является его разрешающая способность, определяемая в классической (традиционной) рентгенографии по количеству пар линий, которые можно различить на протяжении 1 мм изображения. На рентгеновской пленке можно различить до 20 пар линий на 1 мм. При рентгеноскопии удается различить на экране не более 2-3 пар линий. До недавнего времени разрешающая способность цифровой рентгенографии отставала от аналоговой (пленки), однако сегодня этот разрыв преодолен.

Что касается изначально цифровых методик, то здесь все значительно сложнее. Так, например, для КТ введено понятие «разрешающая способность по высокому и по низкому контрасту». Это связано с тем, что разрешающая способность этих аппаратов по высокому контрасту является функцией градиента плотности соседних тканей. Кроме того, на разрешающую способность КТ влияет множество параметров, в частности толщина первичного среза. Это можно объяснить тем, что первичный срез всегда имеет некую толщину (0,5-1-2-3-5-7 или 10 мм). В связи с этим в матрицу записывают суммационное число, соответствующее усредненной плотности объемного элемента изображения, называемого воксель (англ. voxel). Чем больше толщина первичного среза, тем менее точное изображение получается.

Для сравнения характеристик цифровых систем (в первую очередь КТ) существуют специальные стандарты измерения разрешающей способности по «высокой» и «низкой» плотности. Лучшие современные аппараты позволяют выявить объект размером от 0,3 мм по «высокой» плотности.

Для методов лучевой диагностики важно также такое понятие, как «временная разрешающая способность», которая оценивает минимальный временной интервал между выполнением последовательных изображений (снимки, кадры, томограммы) и имеет большое значение для визуализации быстрых, динамических процессов, например таких, как прохождение контрастного препарата через сосуды. К примеру, для флюороскопии или ангиографии она равна 20 мс, а для современных моделей КТ — 250-350 мс. Существуют специальные томографы для исследования сердца, в них временное разрешение составляет 30-100 мс.

Постепенно цифровые методики получения изображения становятся основными, что обусловлено улучшением их характеристик и другими преимуществами:

  • цифровые изображения, содержащие большее количество информации, могут быть дополнительно обработаны для выявления «скрытых» данных или устранения «брака» при экспозиции, а также они идеально подходят для различных математических реконструкций, включая построение трехмерного и синтетического изображений;
  • цифровые изображения можно хранить в памяти компьютера неограниченное время, а также передавать по локальным сетям, изучать и сравнивать при последующих исследованиях пациента. Изображения можно передавать по электронным сетям в любую точку мира для проведения телеконсультаций;
  • принятый в мире единый стандарт записи и передачи изображения — DICOM — позволяет изучать обследования пациентов, полученных на аппаратах различных производителей. Благодаря данному стандарту исследование может быть записано на электронных носителях и воспроизведено на персональном компьютере.

Рентгеноскопия и рентгенография

Ведущими методами рентгенологического исследования являются рентгеноскопия и рентгенография. На основании модификации этих методик созданы и широко применяют многие специальные аппараты и методы прицельного исследования различных органов и тканей. Рентгеноскопию как методику, дающую значительную лучевую нагрузку, в настоящее время применяют строго по показаниям и в основном взрослым пациентам.

Рентгенографию и ее множественные модификации очень широко используют в повседневной практике в лечебно-профилактических учреждениях разного уровня. В связи с развитием компьютерной томографии роль классической томографии значительно снизилась. Методика рекомендуется для исследования легких, почек, костей и в других случаях в тех клиниках, где отсутствуют кабинеты КТ.

Рентгеноскопия (греч. scopeo — рассматривать, наблюдать) — рентгенологическое исследование, при котором рентгеновское изображение исследуемого органа получают на экране.

Метод позволяет исследовать объект в различных положениях, благодаря чему есть возможность не только оценивать топографоанатомические особенности изучаемых органов и пространственную локализацию патологических изменений, но и получать представление о функциональном состоянии некоторых органов и систем (экскурсия диафрагмы, сердечные сокращения, акт глотания, характер перистальтики и др.). Кроме того, метод помогает осуществлять динамический контроль за положением инструментария во время интервенционных диагностических и лечебных процедур (пункции, катетеризации, дренирование и др.).

К недостаткам метода вне зависимости от лучевой технологии прежде всего следует отнести трудности в визуализации некоторых морфологических и функциональных особенностей исследуемого объекта, а также высокую лучевую нагрузку, связанную с длительным включением рентгеновского источника. В настоящее время для рентгеноскопии применяют электронные усилители изображения, снижающие лучевую нагрузку.

Рентгенография (греч. greapho — писать, изображать) — рентгенологическое исследование, при котором получают рентгеновское изображение объекта, фиксированное на светочувствительном материале (прямая, традиционная рентгенография). В цифровых рентгеновских аппаратах изображение фиксируется на специальном устройстве, в дальнейшем «твердая» копия может быть получена на бумаге, мультиформатной пленке и цифровых носителях.

На практике применяют разные варианты рентгенографии. При обзорной рентгенографии получают изображение всего исследуемого органа или всей анатомической области. Прицельная рентгенография позволяет избирательно фиксировать на носителе интересующий орган или его часть в той проекции, которая обеспечивает получение необходимого для диагностики оптимального изображения патологического очага.

При контактной рентгенографии рентгеновскую пленку, обернутую тонким слоем светонепроницаемого материала, прикладывают к поверхности тела, например к слизистой оболочке десен при внутриполостной рентгенографии зубов.

При  контрастной рентгенографии  пациенту вводят рентгеноконтрастные вещества и выполняют серию снимков. С помощью контрастной рентгенографии изучают динамику некоторых процессов. Снимки выполняют через определенные промежутки времени в соответствии с клинико-диагностической задачей. Примером такого исследования может быть экскреторная (выделительная) урография. Для выполнения процедуры обзорные снимки брюшной полости и таза проводят до введения контрастного вещества (нативная фаза), затем через 5, 10-15 и 25-30 мин после его введения в локтевую вену.

В некоторых случаях прибегают к выполнению так называемой рентгенографии с прямым увеличением изображения, что необходимо для получения структуры мелких объектов (проработка костной структуры). Для такого исследования кассету с рентгеновской пленкой удаляют от снимаемого объекта, на получаемых при этом снимках интересующий врача объект представляется значительно увеличенным с детальной проработкой мелких объектов.

Изредка рентгенологу приходится выполнять так называемую близкофокусную рентгенографию (син. плезиография, от греч. plesios — близкий), которая необходима для выявления патологии в анатомических образованиях малого размера (например, фаланги пальцев, пястные и плюсневые кости). Для этой цели источник ионизирующего излучения (рентгеновская трубка) подводят на небольшое расстояние к объекту. Для изучения мягких тканей раньше прибегали к бесскелетной рентгенографии. С внедрением КТ и МРТ метод потерял практическое значение

При необходимости рентгенографию можно выполнять в вертикальном, горизонтальном или наклонном положении объекта, что позволяет судить о смещаемости органов и наличии некоторых важных признаков, связанных с изменением положения внутренних структур.

Несмотря на значительный технический прогресс и появление новых методов диагностики, прямая, традиционная рентгенография с использованием рентгеновской пленки все еще является важным и наиболее часто, используемым способом рентгенологического исследования. Это объясняется тем, что при сравнительно невысокой стоимости оборудования и пленки с помощью этой методики можно получать изображение, приближенное к истинным размерам, при высоком уровне пространственного разрешения.

На базе указанных 2 основных способов рентгенологического исследования разработаны различные методы исследования и рентгеновские аппараты. Применение различных по конструкции аппаратов необходимо для решения специальных клинических задач. К таким аппаратам, например, относят маммограф, предназначенный для выполнения высококачественных снимков молочной железы; пантомограф — для панорамных снимков челюстей и т. п.

Описание ряда специальных методов и методик, применяемых при изучении отдельных органов и систем, приведено в соответствующих главах.

Послойное рентгенологическое исследование (томография)

В большинстве случаев рентгеновское изображение с наличием скрытых зон и наложения теней исследуемых структур не дает достаточного диагностического материала для установления природы заболевания. Для того чтобы преодолеть эти ограничения, А. Е. Bocage в 1921 г. предложил конструкцию рентгеновского аппарата для послойного исследования. До настоящего времени рентгеновскую томографию все еще применяют при некоторых исследованиях (например, легких), однако с появлением КТ значение методики неуклонно снижается.

Послойное рентгенологическое исследование (томография) включает перемещение во время экспозиции рентгеновской трубки и кассеты с рентгеновской пленкой во взаимно противоположных направлениях.

Эффект томографии можно получить при разных вариантах движения трубки, объекта и приемника излучения. В томографах с нелинейным движением системы трубка — приемник томограммы получают по кругу, эллипсу, гипоциклоиде, спирали. Однако из-за простоты конструкции широко распространены лишь томографы с линейной траекторией синхронного движения — продольная томография (рис. 3.8). При этом трубка и приемник излучения жестко соединяются с помощью металлического рычага, а ось вращения рычага (перемещение трубки и пленки) находится над уровнем стола и ее можно произвольно устанавливать.

Геометрическим местом точек, проекции которых будут стабильны относительно приемника, является плоскость, параллельная плоскости приемника и проходящая через ось вращения (качания) рычага. Таким образом, на томограмме четкими будут изображения только тех точек, которые находятся на плоскости, находящейся на уровне оси вращения, т. е. в выделенном слое (см. рис. 3.8, точка 1). Эти точки при движении устройства всегда проецируются в одно и то же место и будут четкими на пленке (1). Проекции всех остальных точек (например, точка 2 на рис. 3.8) при перемещении трубки меняют свое положение на пленке и, следовательно, будут нечеткими (размазанными) (см. рис. 3.8, точки 2)

Можно одновременно получить томограммы нескольких слоев. Для этого выполняют так называемую многослойную (симультанную) томографию. Для этой цели в приемник устанавливают несколько пленок, расположенных на расстоянии 5-10 мм друг от друга в специальной кассете. Проекция изображения первого слоя, находящегося на оси вращения, проецируется на верхнюю кассету. На последующих пленках получают изображения нижележащих слоев. Расстояния между ними примерно равны расстоянию между пленками.

Основным недостатком любого вида классической томографии является то, что расплывчатые изображения выше- и нижележащих слоев уменьшают естественную контрастность тканей, что затрудняет дифференциацию мягкотканных плотностей. Из-за этого выявление патологических процессов в интересующих слоях ухудшается. Именно это ограничение послужило одним из стимулов создания КТ.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0018.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.8. Получение продольной томограммы.

1 — точка выделенного слоя; 2 — точка вне выделенного слоя; 1″ и 2″ — проекции точек на пленке.

Остеоденситометрия

Остеоденситометрия представляет собой группу методов, которые позволяют неинвазивно количественно определять содержание кальция в костной ткани.

Основное применение остеоденситометрии – ранняя диагностика таких распространенных патологических процессов, как остеопения и остеопороз. Минеральную плотность костной ткани (МПКТ) наиболее оптимально измеряют в костях, состоящих преимущественно из трабекулярного вещества, так как скорость минерального метаболизма в нем намного выше, составляя 20-25% в год по сравнению с 1-3% в кортикальной части. Из-за этого изменения в трабекулярном веществе кости выявляют намного раньше, чем в кортикальном.

Методы костной денситометрии включают в себя рентгеновскую, абсорбционную и ультразвуковую денситометрию, а также количественную магнитно-резонансную денситометрию (МРТ-денситометрия) и количественную компьютерную томографию (ККТ). Они различаются по ряду параметров, например возможностью измерения минеральной плотности сочетанно или отдельно для губчатого и кортикального вещества, объемом зоныисследования, точностью, воспроизводимостью и дозой радиации.

Рентгеновскую денситометрию, которую относят к полуколичественным рентгеновским методам, применяют на протяжении 50 лет. Метод основан на сопоставлении интенсивности рентгеновского изображения исследуемого отдела скелета с плотностью стандартного эталона (рис. 3.9). В качестве эталона используют фантом, имеющий плотность, близкую к рентгеновской плотности костной ткани, с градацией плотности. Учитывая, что мягкие ткани влияют на интенсивность рентгеновского изображения, эту методику в основном рекомендуют при исследовании метакарпальных костей или фаланг, где влияние мягкотканного компонента минимально. По эталону можно определить суммарную плотность костной ткани (кортикальное и губчатое вещество).

Клиническое применение рентгеновской денситометрии ограничено из-за значительного разброса показателей, а также трудно учитываемого влияния технических факторов.

Методы абсорбционной денситометрии основаны на измерении степени ослабления костной тканью коллимированного пучка ионизирующего излучения при линейном сканировании исследуемого отдела скелета. При этом ослабление интенсивности излучения пропорционально массе минерального компонента костной ткани. В зависимости от источника излучения методы подразделяют на фотонные и рентгеновские. Соответственно уровням энергии, при которых выполняют исследование, выделяют однои двухэнергетические.

Рентгеновская денситометрия в клинике нашла большее распространение, чем фотонная.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0019.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.9. Рентгеновская денситограмма костей кисти. 1 — эталонная линейка.

Ограничением одноэнергетических методов абсорбциометрии является возможность исследования только периферических отделов скелета (запястье, пяточные кости) из-за необходимости стандартизации общей толщины прилежащих мягких тканей, что достигается погружением их в водную среду.

Более современным подходом стало применение ионизирующего излучения с двумя различными уровнями энергии — двухэнергетическая денситометрия. Это дало возможность проводить исследования всех отделов скелета, имеющих различную плотность и толщину мягких тканей, не используя водной среды. Двухэнергетическую денситометрию можно проводить с помощью гамма-излучения радиоактивных веществ или рентгеновского излучения от трубки.

При двухэнергетической фотонной абсорбциометрии в качестве источника излучения используют либо одно (153Gd), либо 2 радиоактивных вещества (24|Аm и l37Cs, 241Аm и 133Ва), которые испускают фотоны с двумя различными уровнями энергии.

В последнее десятилетие наибольшее распространение для изучения плотности костной ткани всего скелета получила двухэнергетическая рентгеновская абсорбциометрия. Метод, который стали применять в 1987 г., сейчас практически полностью вытеснил другие.

Принцип работы аппарата для двухэнергетической рентгеновской абсорбциометрии заключается в испускании рентгеновской трубкой чередующихся импульсов в 70 и 140 кВ. После прохождения через различные участки тела ослабленное излучение фиксирует специальный детектор, жестко связанный с движущейся трубкой.

На значения минеральной плотности костной ткани влияют все минералы, находящиеся по ходу излучения. Использование только одной — прямой — проекции может привести к искажению показателей при дистрофических и очаговых изменениях позвонков, а также при наличии кальцинатов в прилежащих мягких тканях и/или обызвествленных бляшек в стенке аорты. Для исключения артефактов, а также теней от задней дуги и остистых отростков позвонков стали использовать боковую проекцию. В этом случае область измерения содержит более высокую долю трабекулярной ткани (соотношение кортикального и губчатого вещества составляет 10:90), что повышает чувствительность метода. При этом получают изображение с высокой степенью разрешения (рис. 3.10).

У полных пациентов точность измерений в боковой проекции существенно снижена, что следует учитывать при анализе результатов.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0020.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.10.  Двухэнергетическая рентгеновская абсорбциограмма поясничных позвонков.

а — прямая проекция; б — боковая проекция.

Основным преимуществом двухэнергетической рентгеновской абсорбциометрии является возможность оценки минеральной плотности всех отделов скелета, в том числе проксимального отдела бедренной кости и шейки бедра (рис. 3.11), переломы которого часто приводят к инвалидности и даже смерти больных пожилого возраста.

Современные аппараты с новым программным обеспечением позволяют не только провести морфометрию позвонков и бедренной кости, но и изучить минеральную плотность вокруг протезов после артропластики бедренной кости.

Создание калибровочных костно-эквивалентных фантомов и специального программного обеспечения способствовало внедрению в клиническую практику количественной компьютерной томографии (ККТ).

Современные исследования выполняют на стандартном компьютерном томографе с помощью фантомов, в которых имеются стержни, содержащие материал с известным эквивалентом костных минералов.

После томографии с помощью специальных программ показатели денситометрии трабекулярного вещества тел поясничных позвонков преобразуются в значения минеральной плотности костной ткани. Минеральную плотность вычисляют по соотношению (или «линии регрессии») между средними числами КТ и значениями плотности в областях интереса фантома. Для этой цели оператор вручную обводит «зону интереса» в теле позвонка (рис. 3.12), сравнивая с эталонными данными автоматически.

Количественная КТ, являясь исключительным по своей информативности методом исследования, позволяет не только оценивать выборочно содержание кальция в трабекулярном веществе, которое наиболее чувствительно к метаболическим изменениям, но и получать истинные значения минеральной плотности костной ткани в единицах объема.

Все другие методы измеряют либо только кортикальную, либо интегрированную костную ткань, т. е. компактный слой и губчатое вещество. Кроме того, значительным преимуществом ККТ является возможность исключения из зоны измерения очаговых изменений, а также отсутствие проекционного наложения костных структур и кальцинатов в прилежащих тканях. В настоящее время использование ККТ ограничено, так как его применяеют в основном для исследования поясничных позвонков.

Разработка новых моделей фантомов, повидимому, в ближайшие годы позволит расширить зону клинического использования метода и снимет имеющиеся ограничения.

Ультразвуковую денситометрию на данном этапе можно рассматривать как перспективную новую методику, которая характеризует костную ткань с точки зрения скорости прохождения ультразвука и его широковолнового поглощения.

С помощью этого метода обычно исследуют пяточную кость и надколенник, которые в большей степени состоят из трабекулярного вещества, а также большеберцовую кость и фаланги. В связи с физикой ультразвуковых колебаний ультразвуковая денситометрия дает менее точные значения, чем рентгеновская абсорбциометрия и количественная КТ, однако не несет лучевой нагрузки.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0021.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.11.  Двухэнергетическая рентгеновская абсорбциограмма проксимального отдела бедренной кости.

1 — «зона интереса» в проекции зоны Варда.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0005,pic_0022.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 3.12. Количественная компьютерная томограмма поясничного позвонка.

Стрелка — фантом с калибровочными вставками; 1 — замкнутая линия — «зона интереса» в теле позвонка.

Количественная МРТ-денситометрия изучает структуры трабекулярной костной ткани. Это обусловлено тем, что магнитная восприимчивость губчатого вещества отличается от костного мозга и зависит от плотности трабекул, а также их пространственного распределения. В компактной костной ткани подвижных протонов мало, и информация, полученная с помощью этого метода, весьма ограничена.

В настоящее время количественную МРТ не применяют в клинической практике, так как метод недостаточно изучен, дорог, сложен и длителен, а точность остеоденситометрии относительно других методов низка.

Таким образом, в клинической практике для выявления остеопороза, особенно его ранней стадии — остеопении, наиболее широко применяют двухэнергетическую рентгеновскую абсорбциометрию и количественную компьютерную томографию.

Ангиография — метод рентгенологического исследования, направленный на изучение сосудов и сердца с помощью введения в них контрастных веществ. Для ангиографии используют водорастворимые йодсодержащие контрастные вещества, которые описаны в отдельной главе учебника.

Ангиографию подразделяют на  артериографию (исследование артерий), флебографию (исследование вен) и лимфографию (исследование лимфатических сосудов). В зависимости от цели исследования можно выполнять общую (введение контрастного препарата в основные сосуды) или избирательную (селективную) ангиографию. При селективной ангиографии контрастный препарат избирательно вводят в необходимый сосуд.

Процедуру ангиографии проводят в специализированных рентгеновских кабинетах, которые отвечают всем требованиям операционной по условиям соблюдения правил асептики и антисептики (рис. 4.1). Для ангиографии используют специализированный рентгеновский аппарат с горизонтальным столом и одной, реже двумя рентгеновскими трубками, соединенными с усилителем рентгеновского изображения (УРИ). Динамические изображения снимают со скоростью 5-60 кадров в 1 мин в зависимости от исследуемого бассейна. Полученные изображения регистрируют на магнитно-оптический диск или видеомагнитофон. Для анализа и документирования изображение может быть записано на мультиформатную пленку. Для дозированного введения контрастного препарата в сосудистое русло применяют специальный автоматический инжектор (шприц). Пункцию сосудов осуществляют набором специальных инструментов. После пункции при помощи проводника в сосуд вводят катетеры разных диаметров и конструкции (рис. 4.2).

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0023.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 4.1. Кабинет для проведения ангиографии

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0024.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 4.2. Различные виды катетеров для внутрисосудистого введения контрастного вещества.

Исследование проводит подготовленная бригада (рентгенолог, анестезиолог, рентгенолаборант, манипуляционная сестра). Во время работы все сотрудники используют индивидуальные средства защиты от облучения, поверх которых надеты стерильные халаты.

Ангиографию начинают с пункции сосуда и его катетеризации. Для введения проводника используют крупный сосуд, через который можно осуществить доступ в исследуемый сосудистый бассейн. Для артериографии чаще всего — бедренную артерию в паховой области. В настоящее время разработаны доступы через подмышечную, плечевую, лучевую или каротидную артерии. При непроходимости периферических артерий иногда приходится выполнять пункцию брюшной аорты.

Для флебографии используют бедренную, кубитальную, яремную или подключичную вены.

В настоящее время прямую лимфографию для диагностики практически не применяют, так как методы УЗИ, КТ и МРТ дают достаточный диагностический материал.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0025.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 4.3. Катетеризация сосуда по Сельдингеру. а, б — этапы пункции сосуда; в — введение в сосуд проводника; г — удаление мандрена; д — введение в сосуд катетера.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0026.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0027.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0028.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 4.4. Селективная ангиограмма чревного ствола.

а — артериальная фаза, катетер в брюшной аорте, контрастировали чревный ствол, селезеночная и печеночная артерии; б — капиллярная фаза, контрастировала паренхима печени и селезенки; в — венозная фаза, контрастированы портальная, селезеночная и верхнебрыжеечная вены. Контрастирование артерий отсутствует.

Основным способом катетеризации сосуда является методика, предложенная шведским ученым С. И. Сельдингером в 1953 г. Процедура включает в себя 3 этапа (рис. 4.3). Пункцию сосуда осуществляют специальной иглой, состоящей из стилета и мандрена (рис. 4.3, а, б, в). После пункции мандрен убирают и продвигают проводник (рис. 4.3, г), а затем катетер (рис. 4.3, д) до сосуда, интересующего врача. Во время введения в сосуд катетера необходимо контролировать положение кончика катетера, периодически включая рентгенотелевидение (рентгеноскопия).

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0029.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 4.5. Грудная аортограмма.

1-восходящий отдел аорты; 2 -дуга аорты; 3 — нисходящий отдел аорты.

Для визуализации просвета сосуда и определения места нахождения в нем кончика катетера автоматическим инжектором или вручную в этот момент вводят небольшое количество контрастного вещества. Во время всей процедуры ведут мониторинг состояния пациента (контроль ЭКГ, АД, дыхания).

Когда проведение катетера закончено, приступают к собственно исследованию интересующего участка сосудистого русла. Для этой цели через катетер болюсно вводят 0,5-2 мл контрастного вещества на 1 кг массы тела пациента. В это время проводят серийную съемку прохождения препарата через сосудистое русло. Скорость съемки выбирают в зависимости от исследуемого отдела кровеносной системы.

При артериальной ангиографии контрастный агент проходит через артерии, капилляры и поступает в вены исследуемой области, поэтому выделяют 3 фазы контрастирования: артериальную, капиллярную (паренхиматозную) и венозную (возвратную) (рис. 4.4). При этом по продолжительности фаз и скорости исчезновения контрастного вещества из исследуемых сосудов оценивают регионарную гемодинамику.

Для получения сведений о крупных сосудах контрастное вещество вводят в грудную или брюшную аорту (аортография). На снимках грудной аорты хорошо видны восходящий и нисходящий отделы аорты и дуга с отходящими крупными сосудами (рис. 4.5).

При брюшной аортографии наибольший интерес представляют артерии почек и подвздошные артерии (рис. 4.6).

При исследовании сердца (коронароангиография — КАГ) правые и левые артерии сердца исследуют отдельно (рис. 4.7). Ангиографический аппарат, предназначенный для исследования сердца, должен быть оборудован устройством для скоростной съемки (до 60 кадров в 1 мин).

Некоторые патологические процессы могут сопровождаться тромбозом соответствующих венозных сосудов. В некоторых случаях (рост опухоли) венозные стволы могут сдавливаться или прорастаться опухолью. Для диагностики подобных осложнений и выбора метода лечения необходимо знать состояние венозного русла. В этих случаях выполняют флебографию — введение контрастного агента в венозную систему.

На флебограммах (рис. 4.8) визуализируются пути венозного оттока из интересующих врача венозных бассейнов.

Диагностические возможности ангиографии основываются на выявлении специальных симптомов, которые характерны для той или иной патологии.

В некоторых случаях для получения дополнительной информации приходится прибегать к фармакологическим пробам. При этом изучают «ответ» сосудов на вводимый препарат; например, введение адреналина в артериальный кровоток в норме вызывает спазм висцеральных артерий за счет воздействия на мышечный слой. Патологические сосуды в злокачественной опухоли не реагируют на адреналин, так как они не имеют мышечного компонента.

После процедуры сосудистых исследований и серийной съемки катетер извлекают из сосуда. Врач-рентгенолог анализирует полученные результаты.

Для того чтобы избежать образование гематомы, на место пункции накладывают давящую повязку и холод. Для краткосрочного наблюдения пациента направляют в отделение интенсивного наблюдения на 1-2 дня, в дальнейшем переводят в общую палату или выписывают под наблюдение врача поликлиники.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0030.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 4.6. Брюшная аортограмма

а — контрастирование брюшной аорты (1), почечных артерий (2); б — контрастирование подвздошных артерий (3).

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0031.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 4.7. Коронарограмма.

а: 1 — ствол левой коронарной артерии; 2 — передняя межжелудочковая артерия; 3 — огибающая артерия; б: 4 — правая коронарная артерия; 5 — катетер.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0006,pic_0032.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 4.8. Верхняя флебограмма.

1 — верхняя полая вена; 2 — брахиоцефальные вены; 3 — непарная вена.

18.2. Методы ультразвуковой диагностики

Ультразвуковая диагностика (сонография, УЗИ) – метод лучевой диагностики, основанный на получении изображения внутренних органов с помощью упругих колебаний (ультразвуковые волны).

УЗИ, широко используемое в лучевой диагностике, за последние 50 лет стало одним из наиболее распространенных и важных методов, обеспечивающих быструю, точную и безопасную диагностику многих заболеваний.

Еще в 30-х годах XX в. братья Дусик попытались применить ультразвук для диагностики опухоли мозга, но только в середине века работы в этой области начали приносить плоды. Д. Хоури (США) в 1949 г. создал первый ультразвуковой медицинский прибор, с помощью которого в конце 50-х годов было получено первое двухмерное изображение внутренних органов человека. В 1953 г. шведские ученые Инге Эдлер и Карл Герц получили первое одномерное, а в 1967 г. — первое двухмерное ультразвуковое изображение сердца. Метод получил самостоятельное название — эхокардиография (ЭхоКГ).

Ультразвуком называют звуковые волны с частотой свыше 20 ООО Гц, которые являются одной из форм механической энергии, имеющей волновую природу. Ультразвуковые волны, скорость распространения которых в тканях достигает 1540 м/с, распространяются в биологических средах. При падении ультразвуковой волны на границу раздела двух сред с различной акустической плотностью часть волны отражается от препятствия, а часть проходит в следующую среду. Сигнал, отраженный от границы, принято называть эхо-сигналом. Наиболее часто используют частоты в диапазоне 2-10 МГц. Таким образом, УЗИ основано на получении изображений тонких срезов внутренних органов с помощью отраженного ультразвукового излучения.

Ультразвук генерируется специальным датчиком, состоящим из комбинации пьезоэлектрических кристаллов и помещаемым на кожу над обследуемой анатомической областью. Механические колебания кристалла индуцируются короткими электрическими импульсами, в результате чего генерируется ультразвуковое излучение. Частота ультразвука определяется резонансной частотой кристалла. Датчики устроены так, что ультразвуковое излучение имеет определенное направление и форму (например, в виде сектора или прямоугольника). Эхо-сигнал отражается находящимися на пути его распространения структурами, приводя к механическим колебаниям кристалла датчика, что вызывает электрические сигналы с определенной частотой (рис. 7.1). Эти сигналы записываются, анализируются и отображаются визуально на экране прибора, создавая изображения исследуемых структур (рис. 7.2).

Таким образом, датчик работает последовательно как излучатель, затем как приемник ультразвуковых волн.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0055.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.1.  Принципиальная схема регистрации (а) и генерации ультразвука (б) пьезокристаллом.

Интенсивность излучаемого ультразвука постепенно уменьшается с прохождением его волн через ткани тела. Общая потеря интенсивности (или мощности) излучения называется ослаблением. Основной причиной ослабления является поглощение ультразвука тканями в виде тепла. Степень поглощения пропорциональна частоте ультразвука: чем выше частота, тем больше потеря энергии в виде тепла. Оставшаяся часть ультразвука может быть рассеяна или отражена тканями и органами назад, к датчику, в виде эхо-сигнала. Легкость прохождения ультразвука через ткани зависит как от плотности ткани, так и от ее эластичности. Плотность и эластичность ткани определяют ее так называемое акустическое сопротивление, или импеданс, который можно выразить в виде формулы:

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0056.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

где Z — это акустическое сопротивление ткани (импеданс);

г-плотность (г/см3);

с — скорость распространения ультразвука.в ткани (м/с).

Очень большое различие в акустическом сопротивлении двух тканей приводит к полному отражению ультразвука (например, на границе мягкая ткань — воздух). В связи с этим при УЗИ на датчик наносят специальный ультразвуковой гель, что позволяет устранить прослойку воздуха между кожей пациента и датчиком. Это улучшает проникновение сигнала в интересующую зону организма. По этой же причине на ультразвуковых изображениях могут возникать сильные артефакты от структур, содержащих воздух или кальций (легочные поля, петли кишки, кости и кальцинаты).

Иногда исследуемая структура (например, сердце) может быть практически полностью прикрыта тканями, отражающими ультразвук (легкие, кости). В этом случае исследование органа возможно только через небольшие области на поверхности тела (применительно к сердцу — через небольшой участок грудной клетки), где орган контактирует с мягкими тканями. Эти области называют ультразвуковыми «окнами». Если ультразвуковое «окно» плохое, исследование может быть затруднено или невозможно.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0057.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.2. Современный ультразвуковой прибор

Любой возвращающийся к датчику эхосигнал вызывает электрический импульс, амплитуду которого определяют силой эха. Преобразование электрических сигналов в изображение на мониторе прибора основывается на относительно постоянной скорости распространения ультразвука в ткани. Измеряя время от момента передачи ультразвукового импульса до получения эха, можно оценить глубину, на которой оно возникло. В течение периода «прослушивания» после передачи каждого импульса фиксируется ряд эхо-сигналов, поступающих со все большей глубины. Из-за ослабления ультразвука в тканях поступающие от наиболее глубоких структур эхо-сигналы являются самыми слабыми, что компенсируется усилением амплитуды более поздних сигналов.

Простейший способ отображения ультразвукового сигнала — так называемый А-режим (амплитудный режим). В данном формате эхо с различной глубины обычно бывает в виде вертикальных пиков на горизонтальной линии, отражающей глубину (или реальное время). Сила эхо-сигнала определяет высоту или амплитуду каждого из пиков. А-режим дает только одномерное изображение изменения акустического сопротивления вдоль линии прохождения ультразвукового луча, и в настоящее время его не используют для диагностики.

Более совершенным является М-режим (от английского слова «тоtion» -движение). На таком изображении ось глубины на мониторе ориентируется вертикально. Различные эхо-сигналы выглядят как точки с яркостью, определяемой силой эха, а не в виде отклонений от оси. Эти яркие точки перемещаются поперек экрана слева направо, создавая картину, складывающуюся из множества кривых, показывающих локализацию и размеры отражающих структур во времени (рис. 7.3). М-режим широко используют в кардиологии для анализа движений створок сердечных клапанов, измерения камер сердца и толщины миокарда, оценки сократимости стенок сердца.

В настоящее время основным методом УЗИ является двухмерное исследование в реальном масштабе времени в так называемом В-режиме (от английского слова «brightness» — яркость). Данный термин означает, что эхосигналы из определяется силой эха. Точки формируют двухмерное изображение, соответствующее исследуемому срезу органа или ткани. На рис. 7.4 представлен пример ультразвукового двухмерного изображения среза печени. На фоне равномерного изображения паренхимы печени хорошо видны линейные структуры сосудов разного калибра.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0058.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.3. Одномерные режимы ультразвукового исследования.

а — ультразвуковой луч, проходящий через границы сред (1, 2, 3, 4) исследуемого объекта; б — запись результатов в А- и М-режимах.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0059.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.4. Сонограмма среза печени. 1 — паренхима печени; 2 — сосуды печени

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0060.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.5. Эхокардиограмма сердца.

а — запись в двухмерном В-режиме; б — запись в одномерном М-режиме. ПЖ — правый желудочек; МЖП — межжелудочковая перегородка; ЛЖ — левый желудочек. Ао — аорта; ЗСЛЖ — задняя стенка левого желудочка.

Различные варианты эхокардиографии (ЭхоКГ) представлены на рис. 7.5. На двухмерной эхокардиограмме (В-режим) изображено сердце в виде сектора в плоскости его длинной оси. По направлению от датчика видны эхопозитивные (светлые) стенки правого желудочка, межжелудочковой перегородки, задней стенки левого желудочка, стенки аорты и задней стенки левого желудочка. Полости камер сердца и аорты, содержащие движущуюся кровь, выглядят как эхонегативные (темные) пространства (рис. 7.5, а).

На одномерном (М-режим) изображении сердца видно движение стенок сердца в систолу (утолщение) и диастолу (утончение), развернутое по времени. Это исследование позволяет измерять время сокращения и расслабления, а также толщину миокарда (рис. 7.5, б).

В современных ультразвуковых приборах, которые являются сложными цифровыми устройствами, используют фазированные электронные или механические датчики, работающие в режиме реального времени. В зависимости от технологии направленный луч пропускается через исследуемую область линейно или в виде сектора, поэтому комбинация всех сигналов создает на экране изображение в виде прямоугольника или сектора. Изображения динамичны, на них можно наблюдать такие быстрые процессы, как дыхание, пульсация сосудов, движение клапанов, перистальтика, движения плода. Положение датчика, подключаемого к ультразвуковому прибору гибким кабелем, может изменяться в любой плоскости и под любым углом. Генерируемый в датчике аналоговый электрический сигнал оцифровывается, и создается цифровое (матричное) изображение.

Очень важной методикой ультразвукового исследования является допплерография, названная по имени австрийского физика и математика X. А. Допплера. В 1841 г. Допплер описал физический эффект, согласно которому частота звука, генерируемого движущимся объектом, изменяется при ее восприятии неподвижным приемником в зависимости от скорости и направления движения. Этот метод применяют для измерения и визуализации скорости, направления и характера движения крови в сосудах и камерах сердца. Допплерографию сочетают с двухмерным или одномерным УЗИ. Для этой цели ультразвуковые приборы оборудуют специальными устройствами для выполнения и регистрации допплеровского эффекта.

При допплеровском исследовании кровеносных сосудов через исследуемую область проходит непрерывно-волновое или импульсное ультразвуковое излучение. При пересечении ультразвуковым лучом сосуда или камеры сердца ультразвук частично отражается эритроцитами. Так, например, частота отраженного эхо-сигнала от крови, движущейся в направлении датчика, будет выше, чем исходная частота волн, излучаемых датчиком, и наоборот, частота отраженного эхо-сигнала от крови, движущейся от датчика, будет ниже. Разница между частотой принятого эхо-сигнала и частотой генерируемого датчиком ультразвука называется допплеровским сдвигом, который пропорционален скорости кровотока. Ультразвуковой прибор автоматически преобразует допплеровский сдвиг в относительную скорость кровотока, представляющую собой величину вектора скорости, проецирующуюся на направление луча. Если известен угол между допплеровским лучом и направлением кровотока (так называемый допплеровский угол), то можно провести соответствующую коррекцию и вычислить истинную скорость кровотока (в м/с или см/с). Допплеровский сдвиг частот в кровеносном сосуде и уравнение Допплера для его вычисления представлены на рис. 7.6.

При измерении скорости кровотока допплеровский частотный сдвиг обычно находится в пределах различимого человеческим ухом диапазона частот, поэтому ультразвуковые приборы оборудуются динамиками, благодаря которым врач может слышать «шум кровотока», отражающий данный сдвиг. Это позволяет распознавать участки с нарушенным кровотоком. При этом на экране монитора регистрируют графики с характеристиками кровотока, обычно в форме волн, где по вертикальной оси отложена скорость потока, а по горизонтальной оси — время (рис. 7.7).

Исследования, объединяющие двухмерное ультразвуковое исследование в масштабе реального времени и импульсную допплерографию, называют дуплексными. При дуплексном исследовании направление допплеровского луча накладывается на двухмерное изображение в В-режиме. Используя электронные маркеры, на изображении можно выбрать размер и расположение контрольного объема, т. е. небольшой зоны, в которой производят измерения. При перемещении электронного курсора, параллельно направлению потока крови автоматически измеряют допплеровский угол и рассчитывают истинную скорость потока. Если исследовать сосуд в поперечном сечении, то можно рассчитать объемные показатели кровотока.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0061.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.6. Допплеровский сдвиг частот в кровеносном сосуде.

1 — эритроциты; 2 — направление движения крови; 3 — ультразвуковой луч. Вверху — уравнение Допплера для вычисления скорости движения крови, где V — скорость кровотока, м/с; с — скорость ультразвука в тканях, 1540 м/с ; f0 — частота излучаемого ультразвукового сигнала; cosG — косинус угла между вектором потока крови и направлением луча; Fd — частота отраженного ультразвукового луча.

Дальнейшим развитием техники дуплексного исследования явилась методика цветового допплеровского картирования кровотока. Окрашенный в пределах контрольного объема кровоток накладывается на двухмерное изображение в масштабе реального времени. Неподвижные ткани отображаются оттенками серой шкалы, а движение крови — цветной. Движение крови к датчику обычно кодируется теплыми, красно-желтыми оттенками, а от датчика — холодными, сине-голубыми. Наличие турбулентного кровотока отображается мозаичностью цветной картины с вкраплениями зеленых тонов. Такое цветное изображение дает хорошее визуальное представление о характере движения крови в сосудах и камерах сердца, позволяет выявлять места сужений, окклюзии, патологических соустий. На рис. 7.8 представлен пример цветового допплеровского картирования кровотока

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0063.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.8. Цветовая допплерограмма сердца.

Красный цвет — движение потока к датчику; синий — движение потока от датчика; сине-зеленый — турбулентный (патологический) поток митральной регургитации сердца. Для точного измерения скорости кровотока используют постоянно-волновой или импульсно-волновой режимы допплеровского исследования.

Методы и аппаратура для ультразвуковых исследований постоянно совершенствуются. В последние годы получили развитие такие методики, как энергетический допплер (изображения, где цветом кодируется энергия допплеровского сигнала), исследование тканевых гармоник, которое значительно повышает качество визуализации. Появились специальные датчики для внутриполостного и внутрисосудистого применения. Есть приборы, которые можно использовать во время операции, и есть маленькие портативные ультразвуковые системы, которые врач может брать с собой в палату или на вызов к пациенту.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0064.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.9. Чреспищеводная эхокардиограмма пациента с плохим ультразвуковым «окном».

1 — задняя стенка левого желудочка; 2 — ультразвуковой датчик; 3 — пищевод. Датчик максимально приближен к полостям сердца.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0065.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.10. Цветовая допплерограмма сердца — двухмерное изображение, полученное с помощью чреспищеводного датчика.

ЛП — левое предсердие; Ао — аорта; Л Ж — левый желудочек.

Конечно, в подавляющем большинстве случаев достаточно использовать датчики для чрескожного исследования, однако иногда приходится подводить датчик как можно ближе к объекту исследования. Так, например, у крупных пациентов может возникнуть проблема плохого ультразвукового «окна» при обследовании сердца. Для того чтобы получить качественные результаты при исследовании, в этом случае прибегают к введению датчика в пищевод. Так называемую чреспищеводную эхокардиографию проводят тогда, когда сердце исследуют с помощью ультразвукового датчика, расположенного максимально близко от сердца (рис. 7.9). При таком исследовании обычно получают изображение очень высокого качества (рис. 7.10).

Эндоректальные и эндовагинальные датчики позволяют гинекологам, акушерам и урологам получать высококачественные изображения органов малого таза или плода (рис. 7.11).

В некоторых случаях выполняют такие сложные и редкие исследования, как ультразвуковое исследование сосудов изнутри во время рентгеновской коронарографии, а в более сложных случаях визуализации атеросклеротических бляшек для более точного планирования пластики сосуда и контроля за осложнениями внутрь сосуда вводят специальный миниатюрный датчик. Это позволяет выявить мельчайшие изменения в стенке коронарного сосуда (рис. 7.12).

В последние годы для улучшения визуализации при помощи ультразвукового исследования созданы специальные контрастные вещества, которые повышают детализацию изображения и усиливают допплеровский эффект. Применение этих веществ пока что сдерживается некоторыми техническими трудностями. Более подробно контрастные вещества описаны в специальной главе.

В сегодняшней клинической практике метод ультразвукового исследования (сонография) распространен широко. Известно много приборов, начиная от мобильных, компактных аппаратов, аппаратов для проведения специальных, в том числе внутриоперационных, исследований и заканчивая универсальными приборами с большим набором датчиков и специальных программ. Это можно объяснить множеством факторов, например отсутствием ионизирующего излучения (в связи с этим ультразвуковое исследование — основное исследование в акушерстве), возможностью проведения функциональных и нагрузочных тестов (кардиология и ангиология), компактностью (мобильное использование) и пр.

Однако, как и любой другой метод визуализации, ультразвуковой метод не лишен и определенных недостатков. Достоинства и недостатки метода приведены ниже.

Основные достоинства ультразвукового метода:

• высокое временное и пространственное разрешение;

• отсутствие ионизирующего излучения;

• свободный выбор плоскости среза;

• возможность функциональных исследований (анализ характера движения крови, стенок сердца, клапанов и других структур);

• доступность;

• мобильность.

К недостаткам метода можно отнести:

• высокую частоту артефактов (от костей и структур, содержащих воздух);

• относительно небольшую глубину проникновения ультразвукового сигнала;

• небольшое поле изображения;

• значительную зависимость результатов исследования от квалификации врача, проводящего исследование.

С развитием ультразвукового оборудования многие из этих недостатков ушли в прошлое.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0066.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.11. Трехмерное изображение 4-недельного плода, полученное с помощью эндовагинального датчика.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0009,pic_0067.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 7.12. Внутрисосудистое УЗИ. Ультразвуковой датчик (стрелка) расположен внутри просвета коронарной артерии.

18.3. Методы компьютерной томографии (КТ) и магнитно-резонансной томографии (МРТ)

Компьютерная томография (КТ) — метод рентгенологического исследования, основанный на получении послойных изображений с помощью компьютерных реконструкций.

Большинство специалистов сходятся во мнении, что изобретение КТ по своему значению для диагностики и медицины в целом — самый крупный шаг в лучевой диагностике после открытия Х-лучей. Несмотря на серьезные успехи других современных методов диагностики, в первую очередь УЗИ и МРТ, КТ является методом выбора в большинстве клинических ситуаций. Не имея противопоказаний к своему использованию (исключая стандартные ограничения, связанные с ионизирующей радиацией), КТ применяется как для неотложной диагностики, так и для уточнения диагноза в сложных случаях.

Постоянное техническое усовершенствование аппаратуры для КТ привело к тому, что исследование большой анатомической зоны (например, грудной или брюшной полости) длится не более 8-12 с. Диагностическая информация поступает от всех органов и тканей, находящихся в зоне исследования. На получение информации не влияет состояние больного — можно проводить исследование больных, находящихся на искусственной вентиляции легких (ИВЛ) или в бессознательном состоянии. Новые математические программы обработки изображения позволяют получить качественное изображение даже при обследовании пациентов с металлическими конструкциями. Применяя томографию с помощью кардиосинхронизации, можно изучать все фазы движения сердца. КТ, как никакой другой современный метод, отвечает важнейшему требованию современных диагностических технологий — стандартизации. Исследование, выполненное по стандартному протоколу, будет одинаковым для всех идентичных аппаратов в мире. Все сказанное определяет постоянно растущий интерес врачей к КТ.

Почему же возникла необходимость в создании такого метода обследования, как КТ? До ее появления многим казалось, что усовершенствования традиционных методов вполне достаточно для точной диагностики. Однако достоинства традиционной рентгенографии неразрывно связаны с ее ограничениями. Так, например, известно, что при одинаковой энергии рентгеновского излучения материал с большой атомной массой или толщиной будет поглощать излучение в большей степени, чем вещество с меньшей атомной массой. Подобное ослабление рентгеновского пучка может быть измерено, и это дает нам возможность судить о плотности вещества, через которое прошло излучение. Однако на практике мы имеем дело с весьма неоднородным объектом — телом человека.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0033.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.1. Влияние толщины исследуемого объекта (а) и его плотности (атомная масса) (б) на степень поглощения рентгеновских лучей, регистрируемую пленкой или детекторами. Оба этих параметра определяют суммарное поглощение рентгеновских лучей.

При проекционной технике исследования детекторы могут фиксировать одинаковое суммарное ослабление рентгеновских пучков, несмотря на то что они прошли через совершенно различные среды. Это наблюдают, когда излучение проходит через объекты с разной плотностью или толщиной (рис. 5.1). Человеческий организм состоит из миллионов вариантов плотности и неоднородности органов и тканей. При рентгенографии или классической томографии разницу между различными участками определить сложно, зачастую невозможно, поскольку мы анализируем суммарное изображение, где тени всех точек на пути рентгеновского пучка накладываются друг на друга. Вот почему ученые пытались создать метод, который позволил бы разделить «тени» отдельных, желательно наименьших, изучаемых участков.

Основной шаг к созданию КТ сделал Г. Хаунсфилд в конце 60-х годов XX в. Как гласит легенда, в 1969 г. молодой инженер Г. Хаунсфилд находился на скучном совещании знаменитой звукозаписывающей фирмы ЕМ1 (в русской транскрипции — ЭМИ), где он работал в отделе, занимающемся разработкой электрокардиографов. Для того чтобы себя чем-то занять, Хаунсфилд на салфетке начертил схему возможного устройства компьютерного аппарата для получения поперечного среза тела человека. В тот же год он подал заявку и получил финансирование на проведение опытно-конструкторских работ по этой теме.

Для источника ионизирующего излучения Хаунсфилд взял рентгеновскую трубку. С противоположной от трубки стороны был жестко укреплен единственный детектор. Для получения изображения вся система делала поступательное линейное (сканирующее) движение. Затем рама устройства (гентри), в котором была смонтирована система «трубка-детектор», поворачивалась на 1 градус и трубка с детектором двигалась в противоположном направлении.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0034.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.2. Первый компьютерный томограф, созданный Г. Хаунсфилдом на фирме ЕМ1.

Все полученные измерения регистрировали в первичной компьютерной матрице размером 64 х 64 элемента (4096 пикселей), где им присваивали определенные значения цифровой шкалы плотностей, которую позже стали называться шкалой Хаунсфилда.

В этой шкале за «0» принята плотность дистиллированной воды, за «- 1 ООО» — плотность воздуха и за «+1000» — плотность компактного вещества кости. Деления шкалы называют единицами Хаунсфилда (международное обозначение — HU). Плотности всех тканей человеческого организма по шкале Хаунсфилда можно представить на экране в виде серой шкалы с множеством полутонов. Чем меньше размер пикселя, тем точнее отображение истинных анатомических структур. В первых аппаратах размер пикселей составлял 3×3 мм, в современных — 0,35 х 0,35 мм. На точность изображения влияет и усреднение, которое зависит от толщины среза. Выполняемый при КТ срез всегда имеет толщину, и его обозначают как объемный «воксель». На экране монитора (или на пленке) изображение представляется плоскостным и имеет название «пиксель». При переносе изображения из компьютера на экран или пленку происходит усреднение показателей, полученных при томографии.

Итак, к 1971 г. экспериментальный томограф был готов (рис. 5.2). Учитывая тот факт, что по техническим причинам диаметр зоны для исследования (апертура) был всего 25 см, а время получения одного среза составляло несколько минут, данный аппарат можно было использовать лишь для исследования головного мозга. Прототип был установлен в одной из лондонских клиник, где и были выполнены первые компьютерные томограммы головного мозга (рис. 5.3).

Получение прямого изображения мозга (хотя, по современным представлениям, и плохого качества) произвело научную сенсацию в медицинском мире. Стало возможным увидеть ткани и структуры мозга, не вскрывая череп. Появился метод, позволяющий разделить суммационную рентгеновскую «тень». С этих пор термин «тень» остался приложим лишь к описаниям изображений в классической рентгенологии, так как при КТ с той или иной точностью мы приближаемся к визуализации и описанию истинных структур человеческого организма, без наложения (суммации) теней.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0035.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.3. Первая компьютерная томограмма головного мозга. Матрица размером 64 х 64 элемента.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0036.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.4. Получение срезов на томографе 3-го поколения

Началась эра развития и внедрения КТ. В дальнейшем во всех приборах, связанных с получением изображения, в той или иной степени использовали технические приемы и математические методы, которые применил Хаунсфилд. Характерно, что, как и в случае с открытием Х-лучей, величайший прорыв в медицинской диагностике был сделан в лаборатории, не имеющей никакого отношения к медицинской визуализации.

После подобного триумфального начала эры КТ крупные производители оборудования для лучевой диагностики начали «гонку за лидерством», чем в немалой степени способствовали быстрому техническому прогрессу в этой области.

Уже к 1975 г. в клинике был установлен аппарат 3-го поколения для исследования всего тела. В конструкции этого томографа удалось реализовать сложнейшую техническую задачу: исключить продольное (сканирующее) движение системы «трубка — детекторы» и увеличить диаметр отверстия (апертуры) гентри до 54-60 см. Таким образом, в этих аппаратах по кругу двигалась только система «трубка — детекторы», в то время как гентри стала неподвижной. На рис. 5.4 показана условная схема получения томографических срезов на томографах 3-го поколения. Благодаря мощной рентгеновской трубке и большому количеству детекторов (250-300) стало возможным выполнять один оборот вокруг тела пациента (и соответственно получать один срез) за 4- 8 с. При матрице размером 256 х 256 или 320 х 320 элементов (65 536 и 102 400 пикселей соответственно) разрешающая способность таких приборов существенно возросла.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0037.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.5. Принцип работы спирального КТ

При всем великолепии получаемых на таких томографах клинических результатов они были не лишены и серьезных недостатков. Прежде всего эти приборы были «шаговыми», т. е. система «трубка-детекторы» делала оборот в одну сторону и останавливалась. Дальнейшее движение ограничивали высоковольтные электрические кабели. Затем следовала пауза, и трубка с детекторами делала оборот в противоположную сторону. Это время было достаточным для того, чтобы пациент сделал выдох-вдох и снова задержал дыхание. Однако время получения одной томограммы (4-8 с) ухудшало получение информации за счет наложения артефактов от движения пациента, перистальтики кишечника, пульсации сосудов и сердца. Наконец, задержка пациентами дыхания на различной глубине вдоха могла приводить к пропуску участков обследуемого органа.

К 1989-1990 гг. произошло техническое событие, которое определило ведущую роль КТ как универсальной и стандартизированной методики: она перестала быть «шаговой» — исследования стали возможны при одной задержке дыхания пациентом. Это произошло благодаря созданию так называемой спиральной компьютерной томографии (СКТ). В этих приборах постоянно включенная рентгеновская трубка безостановочно вращается вокруг непрерывно движущегося стола с пациентом (рис. 5.5). Таким образом, удалось не только сократить время исследования, но и избежать основного ограничения «шаговых» томографов — пропуска участков при исследовании из-за неточной задержки дыхания пациентом.

Кроме того, особенности нового математического обеспечения позволили изменять ширину среза уже полученной томограммы при повторных реконструкциях. Не вдаваясь в технические подробности, заметим, что стало возможным получать дополнительную уточняющую информацию после исследования, т. е. не выполняя повторного обследования больного. Для этой цели первичные данные необходимо подвергнуть повторной реконструкции с новым фильтром, шириной среза и уменьшенным диаметром или новым центром реконструкции.

Благодаря всем этим достижениям методика КТ стала стандартизированной, т. е. правильный протокол исследования гарантирует, что повторное исследование на любом другом аппарате даст идентичный результат. Это исключительно важно для контроля за динамикой патологического процесса и для массовых исследований с целью раннего выявления болезней (скрининг). Роль «человеческого фактора» сведена к минимуму, что делает метод более достоверным.

Кроме того, КТ стала  универсальной. При быстром спиральном обследовании выбранной анатомической зоны можно визуализировать все ткани и органы этого уровня. Методика СКТ позволила синхронизовать внутривенное введение контрастного вещества с началом томографии в фазу максимального подъема контрастности в сосуде, а это привело к созданию методики КТ-ангиографии (рис. 5.6).

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0038.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.6. Трехмерная реконструкция изображения после выполнения методики КТ-ангиографии. Артериальная фаза прохождения контрастного вещества через сосуды.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0039.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.7. Спиральные компьютерные томограммы брюшной полости. Мультифазовое исследование. Фазы прохождения контрастного вещества. Вертикальная стрелка — точка введения контрастного вещества.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0040.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.8. Спиральные компьютерные томограммы брюшной полости. Трехмерные реконструкции полученных данных в различные фазы прохождения контрастного вещества.

а — сосудистая фаза; б — паренхиматозная фаза; в — выделительная фаза.

Дальнейшее развитие аппаратуры помогает выполнять несколько последовательных серий снимков после болюсного введения контраста. При таком комплексном обследовании можно получить информацию об органах в паренхиматозной или выделительной фазах (рис. 5.7-5.8).

Разрешающая способность спиральных КТ достигла 0,6-0,8 мм, количество детекторов — 600-900, а время получения одной томограммы сократилось до 0,6-1 с.

Создавалось впечатление, что пройден пик развития компьютерной томографии, метод достиг своего предела и ничего существенного произойти не может.

Однако в 1998 г. в клиники стали поступать томографы с новыми, уникальными техническими показателями. В этих аппаратах вместо одного ряда детекторов установлен новый детектор, содержащий более 30 000 чувствительных элементов. Стало возможным за один оборот системы «трубкадетекторы» получить 4 среза (томограммы). При этом ширину первичного среза можно устанавливать в пределах от 0,5 до 8 мм. В этих приборах, названных мультиспиральными компьютерными томографами (МСКТ), время оборота трубки удалось сократить до 0,3-0,5 с (рис. 5.9). Еще 5 лет назад было трудно представить, что, проводя КТ-ангиографию, можно получить изображение сосудов от дуги аорты и до артерии большого пальца стопы за 20-30 с при разрешающей способности 0,5 мм.

Не успели рентгенологи насладиться диагностическими возможностями 4-спиральных КТ, как в 2002 г. были созданы системы с 16 спиралями, а в 2003 г. Этот технический рывок сделал мультиспиральную КТ основным методом диагностики. Появилась возможность выполнять КТ всего тела за одну задержку дыхания (10-20 с). Внешний вид современного 64-спирального КТ представлен на рис. 5.10.

Технические возможности развития метода еще не исчерпаны. Обработка полученных данных на специальных рабочих станциях позволяет получить дополнительную диагностическую информацию после окончания исследования. На рис. 5.11 представлены варианты обработки изображения почек и крупных сосудов, выполненные из одного и того же набора томограмм. Как видно из приведенных изображений, каждый из способов обработки дает врачу-рентгенологу дополнительную информацию, не выявляемую при стандартном исследовании.

Для того чтобы закончить главу, посвященную КТ, и представить себе, какие новшества нас ждут в области лучевой диагностики, необходимо остановиться еще на одном виде компьютерной томографии — электронно-лучевой томографии (ЭЛТ).

Электронно-лучевая томография (устаревшие синонимы: кино-КТ, сверхбыстрая КТ, КТ 5-го поколения) появилась в 1984 г. Принципиальным отличием этого прибора является то, что в ЭЛТ отсутствует рентгеновская трубка. Источником излучения в приборе является небольшой линейный ускоритель, совмещенный с «электронной пушкой». Вырабатываемый «пушкой» поток электронов на большой скорости в вакууме пролетает фокусирующие и отклоняющие магнитные системы. Поток электронов, отклоняясь и фокусируясь, попадает на вольфрамовые мишени-дуги и тормозится на них. Возникает рентгеновское излучение. Скорость движения электронного пучка по мишени (а значит, и генерации рентгеновского излучения) составляет 0,03-0,05-0,1 с. Аппарат оборудован 4 рядами мишеней и 2 системами сбора данных, поэтому практически одновременно получается 8 томограмм (рис. 5.12).

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0041.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.9. Устройство мультиспирального КТ (4 ряда детекторов).

В ЭЛТ исключено движение тяжелой системы «трубка-детекторы», характерное для компьютерных томографов, поэтому такие системы обладают исключительно высоким временным разрешением. Этот прибор может работать как мультиспиральный томограф, однако его главное преимущество реализуется при исследованиях сердца с проспективной кардиосинхронизацией. Это происходит следующим образом: на грудь пациента наклеивают датчики для снятия ЭКГ. Через электрокардиограф они соединяются с управляющим компьютером, который во время исследования следит за частотой сердечных сокращений (ЧСС) и регулирует включение электронного потока в соответствии с заданной программой. Если во время исследования ЧСС увеличивается, прибор начинает работать быстрее. Если происходит нарушение ритма, прибор не включает поток электронов до его восстановления. В любом случае врач может быть уверен, что исследование проведено точно в соответствии с заданным протоколом.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0042.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.10. Современный мультиспиральный КТ (64 ряда детекторов)

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0043.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.11. Некоторые варианты обработки КТ изображений на рабочей станции.

а — метод затемненной наружной поверхности (SSD); б — проекция максимальной интенсивности (MIP); в — мультипланарная реконструкция (VPR).

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0007,pic_0044.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 5.12. Устройство электронно-лучевого томографа.

1 — электронная пушка; 2 — линейный ускоритель; 3 — сфокусированный пучок электронов; 4-детекторы; 5 — мишени; 6 — рентгеновское излучение.

В настоящее время эти системы применяют в специализированных лечебных учреждениях для исследований функции и перфузии сердца, получения изображений коронарных артерий у пациентов с нарушением ритма или выраженной тахикардией. В остальных клинических ситуациях МСКТ с ретроспективной кардиосинхронизацией достаточно.

Что же произойдет в недалеком будущем? У мультиспиральных КТ количество рядов детекторов (спиралей) увеличится до 128-512. Скорость оборота вокруг тела пациента вряд ли станет меньше чем 0,3 с из-за большой инерции. Таким образом, обследование всего тела пациента будет проводиться за 5-8 с. Что же касается обработки изображения, то, естественно, врач не сможет физически изучить тысячи томограмм, получаемых за несколько секунд. В связи с этим изображение будет поступать на экран уже реконструированным в одном из трехмерных форматов и врач сможет исследовать органы и ткани «блоками», в объемном представлении. Такая компьютерная томография, по-видимому, будет называться «объемной» КТ. Как скоро это произойдет? Думаем, ждать недолго.

Магнитно-резонансная томография (МРТ) — метод лучевой диагностики, основанный на получении послойных и объемных изображений тела с помощью ядерного магнитного резонанса.

С 70-х годов, когда принципы ядерного магнитного резонанса (ЯМР) впервые стали использовать для исследования человеческого тела, и до сегодняшних дней этот метод медицинской визуализации неузнаваемо изменился и продолжает быстро развиваться. Совершенствуется не только техническое и программное обеспечение, но и методики получения изображений, а также специальные контрастные препараты. Все это позволяет постоянно находить новые сферы применения МРТ. Если сначала область ее использования ограничивалась лишь исследованиями центральной нервной системы, то сейчас ее с успешно применяют и в других областях медицины.

Появление МРТ стало возможным после ряда открытий, сделанных учеными-физиками. В 1946 г. двое исследователей из США -Феликс Блох и Эдвард М. Парселл-описали физико-химическое явление, основанное на магнитных свойствах некоторых ядер периодической системы Менделеева и названное «ядерным магнитным резонансом» (ЯМР). В 1952 г. за это открытие оба ученых получили Нобелевскую премию по физике. Известно, что известный советский физик Е. К. Завойский (1907-1976), работавший в Казани и открывший электронный парамагнитный резонанс (1944), в своих экспериментах в 1940-1941 гг. получил также и сигнал ЯМР. Однако из-за несовершенства оборудования и ограничений в финансировании ему не удалось развить это направление, и в дальнейшем он занялся другими областями физики. Вторая мировая война и отсутствие публикаций в западной научной литературе помешали оценить этот период работы Е. К. Завойского, который лишь недавно получил должное признание в мире.

Феномен ЯМР в течение долгого времени использовали физики, химики и биологи. На его основе была создана методика магнитно-резонансной спектроскопии (МРС), позволяющая на основании спектров оценивать in vivo и in vitro наличие и содержание различных веществ в органах и тканях. Однако в те годы исследователям не удавалось локализовать сигнал ЯМР в пространстве, поэтому получить изображение было практически невозможно.

В 1971 г. физик П. Лаутербур из Нью-Йоркского университета (США) предложил методику пространственной локализации MP-сигнала, основанную на использовании слабых градиентных магнитных полей и метода восстановления изображений по обратным проекциям, который уже применяли в КТ. На получение первого изображения ушло 4 ч 45 мин. Через год были получены первые томограммы животных и человека.

Потребовалось 8 лет для появления в клинике первых МР-томографов для исследования всего тела (1980).

После включения ЯМР в число методов лучевой диагностики прилагательное «ядерный» было исключено, чтобы оно не ассоциировалось у населения с ядерным оружием или ядерными электростанциями, с которыми ЯМР не имеет ничего общего. В связи с этим в наши дни в медицинской практике используют термин «магнитно-резонансная томография».

В краткой форме принципы получения изображений при МРТ выглядят следующим образом. ЯМР — это физическое явление, основанное на свойствах некоторых атомных ядер, находящихся в магнитном поле, поглощать внешнюю энергию в радиочастотном (РЧ) диапазоне и излучать ее после прекращения воздействия радиочастотного импульса. При этом напряженность постоянного магнитного поля и частота радиочастотного импульса должны строго соответствовать друг другу.

Наиболее интересными для магнитно-резонансной томографии являются ядра ‘Н, 13С, l9F, 23Na и 31Р, которые обладают магнитными свойствами, что отличает их от немагнитных изотопов. Протоны (‘Н) наиболее распространены, потому что двумя основными компонентами тканей живых существ являются вода, жир, углеводы и другие биохимические соединения, содержащие водород. Для МРТ используют именно сигнал от ядер водорода (протоны), которые можно представить в виде маленьких элементарных магнитов (диполи), имеющих 2 полюса.

Для каждого протона, который вращается вокруг собственной оси, характерен небольшой магнитный вектор намагниченности. Это обусловлено тем, что вращающиеся заряженные частицы создают локальное магнитное поле. Вращающиеся магнитные моменты ядер называют спинами (рис. 8.1). Когда атомные ядра, обладающие магнитными свойствами, помещаются во внешнее магнитное поле, они могут поглощать электромагнитные волны определенных частот, зависящих от типа ядер, напряженности магнитного поля, физического и химического окружения ядер. Поглощение и испускание таких радиочастотных (электромагнитные) волн — основные принципы в МРТ и МР-спектроскопии.

В присутствии внешнего магнитного поля поведение ядра можно сравнивать с вращающимся волчком. Под действием магнитного поля вращающееся ядро совершает сложное движение: оно вращается вокруг своей оси, кроме того, сама ось вращения совершает конусообразные круговые движения (прецессирует), отклоняясь от вертикального направления.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0068.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.1. Образование магнитного момента (спин) вращающегося протона (‘Н). S и N — полюса магнитного поля протона; стрелка и — магнитный момент (спин); полукруглые стрелки — направление вращения атомного ядра.

Во внешнем магнитном поле ядра, обладающие магнитными свойствами подобно протонам, могут находиться либо в стабильном энергетическом состоянии (нижний уровень), либо в возбужденном состоянии (верхний уровень) с более высокой энергией. Разность энергий этих двух состояний настолько мала, что количество ядер на каждом из этих уровней почти идентично. В связи с этим результирующий сигнал ЯМР, зависящий именно от различия населенностей этих двух уровней протонами, будет очень слабым. Чтобы обнаружить эту макроскопическую намагниченность, необходимо отклонить ее вектор от оси постоянного магнитного поля, что достигается с помощью импульса внешнего радиочастотного (электромагнитное) излучения. Радиоволны, являясь квантами энергии, вызывают переход спинов на уровень с более высокой энергией. Частота этих волн должна иметь определенную величину (так называемая ларморовская частота), чтобы под их воздействием вектор намагниченности отклонился от направления внешнего магнитного поля. При возвращении системы к равновесному состоянию излучается поглощенная энергия (MP-сигнал), которая может быть обнаружена, обработана и использована для построения МР-изображений (томограмм).

Чтобы разделить принятый сигнал на частотные компоненты, его нужно обработать с помощью специального математического процесса, называемого преобразованием Фурье.

Для получения сигнала магнитного резонанса используют комбинации радиочастотных импульсов различной длительности и формы. Сочетая разные импульсы, формируют так называемые импульсные последовательности, с помощью которых можно получить изображения. Наиболее распространенными видами импульсных последовательностей являются «спинэхо», «инверсия-восстановление» и «градиентное эхо».

Существуют специальные импульсные последовательности для получения сигнала только от неподвижной (MP-гидрография, МР-миелография, МР-холангиография) либо движущейся жидкости (MP-ангиография).

С целью выбора ориентации и толщины слоя в МРТ используют так называемые градиентные магнитные поля. Радиочастотные импульсы индуцируют MP-сигналы только в том случае, если частота импульсов точно соответствует ларморовской частоте протонов. Данный факт позволяет получать MP-сигналы из выбранного тонкого слоя тканей (среза). Специальные (градиентные) катушки, расположенные внутри главного магнита, создают небольшие дополнительные магнитные поля таким образом, что сила поля линейно возрастает в одном направлении.

Передавая радиочастотные импульсы с установленным заранее узким диапазоном частот, можно получать MP-сигналы только от выбранного слоя ткани. Ориентация градиентов магнитного поля и соответственно направление срезов могут быть легко заданы в любом направлении. Получаемые от каждого объемного элемента изображения (воксель) сигналы имеют свой, единственный и распознаваемый, код. Этим кодом являются частота и фаза сигнала. На основании этих данных можно строить двухмерные или трехмерные изображения.

Ткани с большими суммарными магнитными векторами будут индуцировать сильный сигнал и выглядеть на изображении яркими, а ткани с малыми магнитными векторами — индуцируют слабый сигнал и будут выглядеть темными. Величина магнитного вектора в тканях определяется прежде всего плотностью протонов. Анатомические области с малым количеством протонов (например, воздух или компактная кость) индуцируют очень слабый MP-сигнал и всегда представляются на изображении темными. Вода и другие жидкости имеют сильный сигнал и на изображении выглядят яркими различной интенсивности. Мягкие ткани имеют вариабельную интенсивность сигнала на изображении. Это обусловлено тем, что, помимо протонной плотности, характер интенсивности сигнала при МРТ определяется и другими параметрами, например временем спин-решетчатой (продольной) (Т1), и спин-спиновой (поперечной) релаксации (Т2), движением или диффузией исследуемой среды.

Время релаксации тканей — Т1 и Т2, являясь константами, зависит от силы поля и вида тканей, а та играет важную роль в формировании контраста на MP-изображении. В МРТ приняты понятия «Т1-взвешенное изображение», «Т2-взвешенное изображение», «протонно-взвешенное изображение», т. е. изображения, на которых различия между тканями обусловлены преимущественно вкладом одного из этих факторов.

Регулируя параметры импульсных последовательностей, рентгенолаборант может влиять на контрастность изображений, не используя контрастные средства. В связи с этим в MP-томографии существует значительно больше возможностей для изменения контраста на изображениях, чем при рентгенографии, КТ или УЗИ. Конечно, введение специальных контрастных веществ может еще более изменить контрастность между нормальными и патологическими тканями.

Для построения изображений в клинических условиях требуется взаимодействие множества разнообразных процессов. Компонентами, из которых устроен MP-томограф, являются магнит, градиентные катушки, передатчик РЧ-импульсов и РЧ-приемник, источник питания и системы охлаждения, вспомогательные электронные блоки, компьютер для обработки сигналов и построения изображений, устройства для записи и архивирования данных. На рис. 8.2 приведена принципиальная схема МР-томографа.

Основной частью MP-томографа является специальный магнит, который создает постоянное (статическое) однородное магнитное поле, напряженность которого может различаться в несколько раз в соответствии с назначением оборудования.

Обычно М Р-томографы классифицируют в зависимости от напряженности магнитного поля. Силу магнитного поля измеряют в теслах (Тл) или гауссах (1Тл = 10 ООО гаусс). Сила магнитного поля Земли варьирует от 0,7 гаусса на полюсе до 0,3 гаусса на экваторе. Для клинической МР-томографии используют магниты с полями от 0,1 до 3 Тл, чаще всего — МР-системы с полем 0,2-0,35; 0,5; 1 и 1,5 Тл.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0069.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.2. Устройство МР-томографа.

1 — магнит; 2 — радиочастотные катушки; 3 — пациент в тоннеле магнита.

Линейной зависимости между силой поля и качеством изображений нет, но системы с высоким полем (1-5 Тл) дают больше возможностей для клинических и научных исследований. По силе поля обычно используют следующую классификацию томографов.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0070.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Магнитно-резонансные томографы для клинического применения бывают двух типов — закрытые (рис. 8.3, а) и открытые (рис. 8.3, б).

По устройству магниты бывают разных типов, наиболее распространены так называемые сверхпроводящие магниты. Катушки таких магнитов охлаждаются жидким гелием до температуры, близкой к абсолютному нулю (-263 — -269° С). При этом материал теряет электрическое сопротивление, отсюда название — сверхпроводящие магниты. Через такие катушки можно пропускать очень большие токи, создавая высокостабильные магнитные поля. После первого пропускания тока сверхпроводящий магнит практически не потребляет электрической энергии.

Роль приемников и передатчиков сигналов при МРТ играют специальные катушки. С помощью большой приемопередающей катушки, которая всегда встроена в магнит, можно исследовать большие отделы тела. Для улучшения качества отдельных изображений и изучения небольших структур (головной мозг, шея, суставы, орбиты и т. д.) дополнительно используют специальные поверхностные катушки (рис. 8.4).

Магнитно-резонансный томограф для получения изображения использует радиочастотные импульсы, поэтому для его защиты от внешних радиочастотных помех комнату, где он располагается, полностью экранируют медной сеткой или металлическими листами. Это приспособление называют клеткой Фарадея.

Как и в случае с КТ, первой областью применения МРТ стал головной, а затем и спинной мозг. Томограммы головного мозга позволяют получить великолепное изображение всех структур мозга, не прибегая к дополнительному введению контраста (рис. 8.5). Благодаря технической возможности метода получать изображение во всех плоскостях МРТ совершила революцию в исследовании спинного мозга, позвоночника, особенно межпозвоночных дисков (рис. 8.6).

В настоящее время MP-томографию все шире используют для исследования суставов, органов малого таза, молочных желез, сердца и сосудов. Для этих целей разработаны дополнительные специальные катушки и математические методы построения изображения.

Так, например, методика исследования с подавлением яркого сигнала от жировой ткани позволила расширить область применения метода. Это хорошо видно при MP-маммографии, где отсутствует яркий сигнал от жировой ткани, что помогает визуализировать все детали строения железы (рис. 8.7).

К новым методикам относят импульсные последовательности, при которых яркий сигнал дает только движущаяся жидкость (МР-ангиография) или, наоборот, только неподвижная жидкость (MP-гидрография). На этих последовательностях работают методики получения сигнала только от цереброспинальной жидкости — МТ-миелография, от мочи в выделительной системе — МРурография (рис. 8.8) и др.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0071.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.3. Внешний вид МРТ.

а — с закрытым типом магнита; б — с открытым типом магнита.

Получение сигнала только от движущейся жидкости (кровь) позволяет выполнять программу МР-ангиографии без дополнительного введения контрастного агента. Как правило, этого бывает достаточно для оценки состояния крупных сосудов. Для усиления изображения и изучения мелких сосудов при МР-ангиографии внутривенно вводят 15-20 мл контрастного вещества на основе гадолиния (рис. 8.9).

С помощью специальной техники быстрых последовательностей можно записать изображения сердца в разные фазы сердечного цикла. Исследование проводят при синхронизации с ЭКГ во время одной задержки дыхания. Полученные последовательные изображения сердца можно изучать на экране во время движения. При этом анализируют параметры объема полостей сердца, фракцию выброса левого желудочка, сократительную способность миокарда, направление потоков крови и т. д.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0072.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.4. Специальная дополнительная катушка для исследования головного мозга.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0073.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.5. MP-томограмма головного мозга.

а — поперечная (аксиальная). Т2-взвешенное изображение: 1 — цереброспинальная жидкость в субарахноидальном пространстве, 2 — серое вещество мозга, 3 — белое вещество мозга, 4 — цереброспинальная жидкость в передних рогах боковых желудочков, б — сагиттальная MP-томограмма головного мозга. TT-взвешенное изображение: 1 — серое вещество мозга, 2 — белое вещество мозга, 3 — цереброспинальная жидкость в теле бокового желудочка, 4 — ствол мозга, 5 — мозжечок.

Фактически проводят анатомо-функциональное изучение сердца без дополнительного применения контрастных веществ. Такое исследование называют кино-МРТ (рис. 8.10).

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0074.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.6. Сагиттальная MP-томограмма шейного отдела спинного мозга и позвоночника. Т2-взвешенное изображение.

1 — тело позвонка; 2 — межпозвоночный диск; 3 — цереброспинальная жидкость; 4 — спинной мозг.

Вместе с тем своевременное использование методики контрастирования в сложных случаях позволяет однозначно трактовать получаемые данные или изучать дополнительно кровоснабжение (перфузию) органов. На рис. 8.11, а представлена сагиттальная томограмма головного мозга до введения контрастного вещества. После его введения на основе гадолиния он накопливается в патологическом очаге, что может быть связано с нарушением гематоэнцефалического барьера или образованием новых сосудов в опухоли. В любом случае контраст накапливается в опухолевой ткани, меняет время релаксации этой ткани и становится хорошо видимым (рис. 8.11, б).

Современные МРтомографы позволяют не только получать анатомическое изображение или изучать движение сердца, но и видеть участки активации серого вещества головного мозга при выполнении обследуемым различных заданий. Это могут быть задания на движение пальцами определенной руки (изучение двигательной активности) или повторение про себя определенных слов (изучение речевой коры). MP-томография до и во время выполнения задания помогает выявить и зафиксировать разницу в оксигенации соответствующих участков коры. Такие методики названы функциональной МРТ (рис. 8.12).

Помимо МРТ, в качестве метода диагностики и для научных исследований используют магнитно-резонансную спектроскопию.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0075.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.7. МР-томограмма молочной железы с подавлением сигнала от жировой ткани.

1 — млечные протоки; 2 — железистая ткань.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0076.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.8. фронтальной проекции. Программа МР-урографии.

1 — чашки и лоханка правой почки; 2 — мочеточник; 3 — сигнал от ликвора.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0078.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.10. MP-томограммы сердца по длинной оси. Программа кино-МРТ.

а — изображение в диастолу: 1 — правый желудочек, 2 — левое предсердие, 3 — левый желудочек, 4 — стенка левого желудочка; б — изображение в систолу: изменение объема полостей и утолщение стенок левого желудочка.

Магнитно-резонансная спектроскопия (МРС) — это неинвазивный метод диагностики, который качественно и количественно определяет химический состав органов и тканей, используя такие физические явления, как ядерный магнитный резонанс и химический сдвиг.

Химический сдвиг — явление, заключающееся в том, что ядра одного и того же химического элемента в зависимости от молекулы, в состав которой они входят, и положения, которое они в ней занимают, обнаруживают поглощение электромагнитной энергии в различных участках магнитно-резонансного спектра.

Явление химического сдвига предполагает получение MP-спектра — графика, отражающего зависимость между химическим сдвигом (ось абсцисс) и интенсивностью сигналов (ось ординат), испускаемых возбужденными ядрами. Интенсивность сигналов зависит от количества ядер, которые излучают эти сигналы. Анализируя спектр, мы можем получить информацию как о веществах, которые находятся в том или ином изучаемом нами объекте (качественный химический анализ), так и о их количестве (количественный химический анализ). С помощью такого исследования удается дифференцировать доброкачественные опухоли от злокачественных и определять их гистологический тип (рис. 8.13). Можно дифференцировать очаговые и диффузные заболевания головного мозга и выявлять небольшие злокачественные опухоли предстательной железы.

MP-спектроскопию чаще всего проводят по ядрам фосфора и водорода (протонам), реже — по ядрам углерода, натрия и фтора.

МРС — многообещающая методика, но из-за технических трудностей проведения и интерпретации, а также длительности исследования ее редко применяют в клинической практике.

Непосредственно перед исследованием пациент полностью переодевается в специальный костюм (халат) для исключения попадания металлических вещей из карманов одежды.

Абсолютные и относительные противопоказания к МР-исследованию

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0080.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Технические особенности процедуры позволили выработать абсолютные и относительные противопоказания к проведению исследования (см. выше).

К абсолютным противопоказаниям к исследованию относят состояния, при которых проведение МРТ создает угрожающую Для жизни больного ситуацию. К такой категории и относят всех пациентов с наличием не только электронномеханических устройств в теле, но и металлических хирургических имплантатов (гемостатические клипсы) на артериях головного мозга. Смещение имплантатов вследствие магнитного притяжения угрожает кровотечением. Наличие металлических предметов в других частях тела имеет меньшую угрозу и обсуждается в каждом случае перед исследованием. Следует помнить, что нахождение металлического предмета даже в не опасной для жизни зоне может приводить к артефактам на изображении и затруднять интерпретацию результатов.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0081.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.12.  Поперечная MP-томограмма мозга. Программа функциональной МРТ. Картирование зон речевой коры.

1 — область яркого сигнала в левом полушарии.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0082.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.13. Протонные MP-спектрограммы различных опухолей головного мозга.

Большинство небольших металлических объектов (искусственные зубы, хирургический шовный материал, некоторые виды искусственных клапанов сердца) не являются противопоказанием к проведению исследования, а клаустрофобия является препятствием для проведения исследования в 1- 4% случаев. Частично преодолеть проблему клаустрофобии можно, с одной стороны, с помощью приборов с открытыми магнитами, с другой — с помощью беседы с пациентом, во время которой ему подробно объясняют устройство томографа и ход обследования.

http://www.studmedlib.ru/cgi-bin/mb4x?usr_data=gd-image(doc,ISBN9785970429891-0010,pic_0079.jpg,-1,,00000000,)&hide_Cookie=yes

Рис. 8.11. Сагиттальная MP-томограмма головного мозга

а — Т1-взвешенное изображение до введения контрастного вещества. Отчетливых патологических изменений не видно; б — Т1-взвешенное изображение после введения контрастного препарата (стрелка — яркий сигнал от опухоли в проекции шишковидной железы).

Следует помнить, что на различные металлы, находящиеся в теле пациента (пули, осколки, крупные имплантаты), и все электронно-механические устройства (протез внутреннего уха, водитель сердечного ритма, инсулиновый насос и пр.) воздействует магнитное поле. Эти предметы и устройства под действием магнитного поля могут смещаться или прекращать нормальную работу, поэтому у пациентов возможны различные осложнения или даже смертельный исход (остановка водителя сердечного ритма).

Кроме того, при нахождении длительное время в закрытом пространстве магнита может возникнуть боязнь закрытых пространств — клаустрофобия.

В связи с этим все пациенты, направляемые на МР-исследование, должны быть информированы о возможных нежелательных последствиях и характере процедуры. Лечащие врачи и врачи-рентгенологи перед исследованием обязаны опрашивать пациента на предмет наличия указанных выше предметов, ранений и пр. МРТ беременных выполняют только в тех случаях, когда этот метод нельзя заменить другими или имеются жизненные показания к его использованию. Хотя свидетельств повреждающего действия МРТ на эмбрион или плод не получено, однако рекомендовано избегать МРТ в первые 3 мес беременности.

Движения пациента во время MP-исследования вызывают помехи (артефакты), поэтому обследование больных с острой патологией, нарушенным сознанием, спастическими состояниями, деменцией и детей нередко бывает затруднительным. При входе в отделение, где установлены МР-томографы, всегда имеются предупреждающие знаки и надписи (об опасности магнитного поля для пациентов с искусственными водителями ритма, возможности размагничивания носителей информации — дискет, кредитных карт и др.).

Как и другие методики лучевой диагностики, МРТ имеет достоинства, но не лишена и недостатков.

К основным достоинствам МРТ относят неинвазивность, безвредность (отсутствие лучевой нагрузки), трехмерный характер получаемых изображений, естественный контраст от движущейся крови, широкое поле изображения, высокое пространственное разрешение, отсутствие артефактов от костных тканей и высокая дифференциация мягких тканей.

Наиболее существенными недостатками МРТ являются достаточно длительное (обычно от нескольких минут до десятков минут) время исследования, невозможность надежного выявления камней, кальцинатов, достаточно высокая стоимость оборудования и сложность его эксплуатации, специальные требования к установке приборов (защита от помех). На MP-томографах невозможно обследовать больных с выраженной клаустрофобией, искусственными водителями ритма, крупными металлическими имплантатами и пр.

МРТ — современная передовая методика визуализации в лучевой диагностике. Адекватный выбор методики и своевременное выполнение исследования во многих случаях позволяют установить правильный диагноз и своевременно приступить к лечению.

Оценка статьи
Поделиться