Коэффициент линейного ослабления

 Эффект ослабления излучения - attenuation - возникает в результате потери энергии излучения при прохождении его через среду и взаимодействия с ней. Этот процесс может быть выражен количественно, с помощью коэффициента линейного ослабления микро - lineal attenuation coefficient. Величина коэффициента микро зависит от исходной энергии фотонов излучения, а также от химического состава и физической плотности вещества. Различная степень ослабления рентгеновского излучения лежит в основе контраста рентгеновского изображения, т.е. возможности различать отдельные объекты исследования в зависимости от их химических и физических свойств. В КТ, особенно при исследовании мягких тканей, величина коэффициента ослабления в наибольшей степени зависит от физической плотности вещества, в связи с чем этот показатель часто определяют как плотность.

 Чем больше интенсивность рентгеновского луча, достигшего детектор, тем сильнее электрический сигнал, возникающий в фотоэлектронном преобразователе детектора. Соотношение исходной интенсивности рентгеновского излучения I₀и интенсивности прошедшего через объект излучения I выражается следующим уравнением:

 I = I₀e ^-^микро^d,

 где:

 I₀ - интенсивность исходного рентгеновского излучения;

 I - интенсивность ослабленного рентгеновского излучения;

 микро - линейный коэффициент ослабления рентгеновского излучения;

 d - расстояние от источника излучения до воспринимающего устройства;

 e - математическая константа - основание натурального логарифма.

 В соответствии с приведенным уравнением коэффициент линейного ослабления может быть вычислен по следующей формуле:

 микро d = lnI - lnI₀.

 В реальном исследовании измеряется множество коэффициентов ослабления соответственно количеству детекторов в каждой использованной проекции. Результатом однократного измерения является профиль исследуемого объекта в данной проекции. Фундаментальным способом вычисления коэффициентов ослабления является метод фильтрованных обратных проекций, который используется в большинстве вычислительных машин КТ-установок.

ПРОЕКЦИИ СБОРА ДАННЫХ

 Коэффициенты ослабления при КТ-исследовании определяются во время движения рентгеновской трубки, но не постоянно, а в определенных ее позициях или, как это принято называть в КТ, проекциях. Количество проекций, в которых производится сбор данных, может варьировать от 180 до 720. Это означает, что в течение одного цикла вращения источника излучения вокруг объекта детекторы воспринимают рентгеновское излучение 360 раз, при смещении источника на каждый последующий градус окружности. Таким образом, каждый элемент объекта исследования «осматривается» из сотен проекций, а совокупность полученных проекционных данных анализируется вычислительной машиной с помощью специальных математических программ - алгоритмов реконструкции. Увеличение числа проекций способствует повышению пространственной разрешающей способности, но увеличивает время сканирования (время сбора проекционных данных). Уменьшение числа проекций позволяет ускорить процесс сканирования при одновременном ухудшении пространственного разрешения.

 Возможность визуализировать наиболее мелкие элементы изображения определяется как пространственная разрешающая способность или пространственное разрешение. В КТ пространственное разрешение измеряется экспериментально, с помощью фантома. При этом учитывается максимальное количество пар линий на сантиметр, которое можно различить на представленном изображении. В установках начала 90-х годов пространственное разрешение обычно составляет 3 - 5 пар л/см, в более современных аппаратах этот параметр может достигать 7 - 15 пар л/см. Однако в среднем пространственное разрешение при КТ меньше, чем при пленочной рентгенографии. Для сравнения, на обычной обзорной рентгенограмме при правильном подборе комбинации экран/пленка теоретически удается различить 15 - 20 пар л/см. Степень пространственного разрешения в КТ зависит не только от конструктивных особенностей аппарата, но и от ряда технологических параметров. К их числу относятся величина поля изображения, толщина пучка рентгеновского излучения и выбранный алгоритм реконструкции томограммы.

МАТРИЦА ТОМОГРАММЫ

 После измерения детекторами ослабленного рентгеновского излучения электрические сигналы преобразуются (кодируются) в цифровые значения коэффициентов ослабления, которые распределяются в электронной матрице томограммы.

 Матрица томограммы представляет собой электронную таблицу с равным количеством строк и столбцов (рис. 5-23). Матрица отражает пространственное распределение коэффициентов ослабления в изучаемом слое. Первоначально в матрицу записываются коэффициенты ослабления в каждой из использованных проекций. Совокупность всех исходных коэффициентов ослабления составляет так называемые проекционные данные (projection data) или сырые данные (raw data). Следующий этап заключается в формировании единой матрицы поперечной томограммы из набора проекционных данных. Конечное число, записанное в каждой ячейке матрицы, является результатом вычисления среднего значения коэффициента ослабления в использованных проекциях с помощью определенной математической программы - алгоритма реконструкции томограммы.

 path: pictures/0523.png

 Рис. 5-23. Матрица КТ: d - толщина томографического слоя, ab - пиксель, abd - воксель.

 Матрица томограммы состоит из элементарных ячеек - вокселей (voxel - volume element, элемент объема). В каждый воксель записываются суммарные коэффициенты ослабления рентгеновского излучения, собранные детекторами в различных проекциях и выраженные в числах Хаунсфилда. В современных установках матрица томограммы обычно состоит из 512² вокселей.

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

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

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

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

ФОРМИРОВАНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЯ

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

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

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

ЧИСЛА ХАУНСФИЛДА

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

 CT number = 1000 микро - микро _воды/ микро_воды,

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

 микро_воды - коэффициент ослабления воды.

 Исходя из представленной формулы, число Хаунсфилда для воды составляет

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

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

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

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

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

ЭЛЕКТРОННЫЕ ОКНА

 Изображение поперечного среза на экране монитора представляет собой распределение различных оттенков серой шкалы, соответствующих определенным числовым значениям коэффициентов ослабления. Вычислительная машина

 КТ-установки способна различить до 4 тыс. значений коэффициентов ослабления и представить их в виде 4096 градаций серого цвета (2¹²=4096). Однако воспроизвести все эти значения на экране монитора невозможно. Во-первых, глаз человека обычно воспринимает только 16 - 20 градаций серого цвета. Кроме того, матрица изображения современных видеоконтрольных устройств обычно включает 256² элементарных ячеек - пикселей. Соответственно такие мониторы могут воспроизвести не более 256 градаций серого цвета. Число отображаемых оттенков теоретически можно увеличить до 512 и даже до 1024, но это приведет к значительному удорожанию аппаратуры и увеличению длительности формирования изображения за счет большего объема необходимой информации.

 На экране монитора вся гамма серого цвета, включающая 256 градаций, разделена на 16 ступеней. Каждая из ступеней включает 16 последовательных значений шкалы плотностей (4096/256=16). Переход от матрицы томограммы, включающей 4096 градаций коэффициентов ослабления, к матрице изображения, отображающей только 256 градаций серого цвета, неизбежно приведет к потере значительной части информации. Контрастное разрешение уменьшится от 0,024% (1/4096 x 100%) до 0,4% (1/256 x 100%).

 Для устранения этого несоответствия применяют так называемые электронные окна. Суть электронного окна заключается в том, что заданный диапазон из 256 градаций серого цвета может быть произвольно размещен на любом участке шкалы Хаунсфилда. При этом оператор имеет возможность включать в электронное окно любую часть шкалы Хаунсфилда с помощью изменения ширины окна и его центра. Так, при ширине окна равной 256 HU, каждая единица шкалы будет отображаться одной градацией серого цвета. В этом случае все числа Хаунсфилда, значения которых меньше нижней границы выбранного окна, будут изображаться на экране монитора черным цветом. Наоборот, числа Хаунсфилда, превышающие верхнюю границу окна, будут изображаться белым цветом. При визуальном анализе уменьшение ширины окна приводит к увеличению контрастности изображения, в то время как увеличение ширины окна делает изображение менее контрастным.

 Окном (Window) называют определенную часть шкалы Хаунсфилда, которой соответствует перепад величины яркости экрана от белого до черного.

 Ширина окна (Window Width, WW) - это величина разности наибольшего и наименьшего коэффициента ослабления, отображаемых данным перепадом яркости от белого до черного цвета.

 Уровень окна (Window Level, WL) - это величина коэффициента ослабления, соответствующая середине окна. Изменение уровня окна позволяет перемещать его в сторону больших или меньших значений чисел Хаунсфилда.

 Ширина и уровень окна выбираются оператором, исходя из условий наилучшего изучения определенной группы тканей (рис. 5-24). Так, коэффициенты ослабления большинства мягких тканей (кожных покровов, мышц, сухожилий), паренхиматозных органов, лимфатических узлов и кровеносных сосудов находятся в пределах +30...+70 HU. Жировая клетчатка имеет более низкую плотность (- 30... - 120 HU). При изучении на компьютерных томограммах этих структур, а также патологических образований в грудной полости, жидкости в плевральных полостях, безвоздушных участков легочной ткани, необходимо использовать относительно узкое окно (350...500 HU) при уровне окна +35...+45 HU. Такое окно условно обозначается как мягкотканное (soft window).

 Рис. 5-24. КТ. Электронные окна

 path: pictures/0524a.png

 а - мягко-тканное,

 path: pictures/0524b.png

 б - легочное,

 path: pictures/0524c.png

 в - плевральное,

 path: pictures/0524d.png

 г - костное.

 Коэффициенты ослабления собственно легочной ткани составляют - 700... - 900 HU. Воздух в просветах крупных бронхов имеет существенно меньшую плотность (- 1000 HU), в то время как кровь в сосудах легких - значительно большую (в среднем +40 HU). Для получения оптимального изображения легочной ткани с содержащимися в ней сосудами, бронхами, листками плевры и другими «мягкотканными» структурами ширина окна должна быть увеличена до 800...2000 HU, а уровень окна смещен в сторону низких значений коэффициентов ослабления (- 300... - 800 HU). Такие параметры характерны для легочного и плеврального окон.

 Легочное окно (lung window) характеризуется относительно небольшой шириной (1000 HU), уровень его соответствует - 800 HU. Изображение отличается высокой контрастностью, что позволяет детально оценить состояние воздухосодержащей легочной ткани, элементы легочного рисунка, выявить воздушные полости в легочной ткани. Вместе с тем избыточная контрастность может привести к искажению контуров мягкотканных структур и сосудов на границе с легочной тканью. Этот эффект особенно важно учитывать при изучении стенок бронхов и междолевой плевры. Применение одного легочного окна может привести к ошибочному заключению об утолщении стенок бронхов и листков плевры при отсутствии в них патологических изменений.

 Плевральное окно (pleural window) характеризуется значительно большей шириной и более высокими значениями центра: уровень окна достигает

 - 250... - 500 HU при ширине 1500...2000 HU. В этом режиме контрастность изображения уменьшается, что позволяет более объективно оценивать контуры сосудов и бронхов, грудной стенки и плевры.

 Коэффициенты ослабления костной ткани обычно превышают +100 HU и могут достигать +2000...+4000 HU (например, компактное вещество височной кости). Из-за значительных различий в плотности компактного и губчатого вещества кости ширина окна при изучении костей должна быть значительной, в пределах 1000...2000 HU. Уровень окна необходимо сместить в сторону более высоких значений коэффициентов ослабления: +150...+350 HU. Такое окно определяется как костное (bone window).

 В повседневной работе при исследовании органов грудной полости помимо мягкотканного можно применять одно из двух окон, легочное или плевральное, в качестве основного. Важным является не столько выбор конкретных параметров электронного окна, сколько сохранение их значений постоянными в процессе исследования всех пациентов. Это позволяет избежать диагностических ошибок и получать сопоставимые отпечатки компьютерных томограмм при повторных исследованиях.

 После окончания исследования производится фильмирование изображений и архивирование их на магнитные носители. Фильмирование может осуществляться на рентгеновскую пленку с помощью мультиформатной камеры или лазерной камеры. Широкое распространение в нашей стране получили способы переноса изображений на бумагу посредством обычного лазерного принтера, возможных при наличии специальных программ перевода изображений с жесткого диска рабочей консоли в персональный компьютер. Исходя из экономических соображений, фильмирование всех полученных изображений проводиться только на установках для пошаговой КТ. В спиральной КТ количество изображений может достигать нескольких десятков и даже сотен, поэтому преобразование их всех в твердые копии слишком дорого.

ПРОТОКОЛЫ СКАНИРОВАНИЯ

 Компьютерная томография органов дыхания как самостоятельное диагностическое исследование включает несколько последовательных этапов, к числу которых следует отнести:

 ---изучение данных клинического обследования больного;

 ---анализ результатов предшествующего рентгенологического и бронхологического исследований;

 ---определение цели и задач КТ;

 ---определение параметров сканирования с учетом характера предполагаемой патологии, психосоматического состояния пациента и технических возможностей КТ-установки;

 ---регистрация, укладка больного и выполнение процедуры сканирования;

 ---предварительный анализ результатов КТ на рабочей консоли;

 ---постпроцессорная обработка изображений с построением, в случае необходимости и возможности, многоплоскостных реформаций и трехмерных преобразований;

 ---анализ полученных результатов (на рабочей станции) и сопоставление их с данными других диагностических исследований;

 ---оформление протокола исследования с описанием выявленных изменений, заключением и рекомендациями по дальнейшему обследованию или верификации выявленных изменений;

 ---архивирование изображений, оформление технической документации.

 Все исследование можно условно разделить на три части. Первая часть состоит в изучении медицинских документов больного, определении задач исследования, необходимых методик и параметров сканирования. План проведения КТ органов дыхания определяется не только конкретными задачами исследования, но и состоянием больного на момент его выполнения, а также техническими возможностями аппарата. Вторая часть представляет собой собственно процедуру сканирования. Третья часть включает анализ результатов исследования и оформление заключения.

 Первичное КТ-исследование органов грудной полости должно проводиться в определенной последовательности:

 I.Стандартное исследование

 II. Применение специальных методик, к числу которых относятся:

 ---прицельная реконструкция томограмм с применением специальных алгоритмов и изменением толщины томографического слоя, в том числе высокоразрешающая КТ;

 ---КТ-ангиография;

 ---динамическая КТ;

 ---полипозиционные исследования;

 ---экспираторная КТ.

 Стандартное исследование является обязательным для всех больных вне зависимости от характера выявленных или предполагаемых патологических изменений. Оно заключается в выполнении серии примыкающих томографических срезов от верхушек легких до задних отделов реберно-диафрагмальных синусов на высоте задержанного вдоха без применения контрастного усиления. Следует иметь в виду, что при КТ могут быть выявлены патологические изменения, невидимые на обзорных рентгенограммах и томограммах. Чаще это наблюдается у больных с интерстициальными болезнями легких и эмфиземой, метастазами злокачественных опухолей в легкие, бронхоэктазами, ТЭЛА. Поэтому искусственное ограничение области исследования только зоной изменений, видимых на рентгеновских снимках, может привести к грубым диагностическим ошибкам. Уменьшение зоны исследования возможно лишь при повторных КТ-исследованиях, в которых решаются частные задачи: уточнение характера уже выявленных изменений, динамическое наблюдение, пункционная биопсия и другие.

 Исследование начинают с выполнения обзорной цифровой рентгенограммы (топограммы, сканограммы), которая представляет собой обзорный снимок грудной полости в прямой проекции. Оценка состояния органов грудной полости по топограмме не проводится, поскольку выдержка при ее выполнении составляет 3 - 5 с. Цифровая рентгенограмма предназначена для определения уровня первого поперечного среза или всей зоны (нескольких зон) предстоящего сканирования. По окончании исследования на ней отображается положение всех выполненных поперечных томограмм с указанием их порядкового номера.

 После определения уровня первой поперечной томограммы выполняют серию примыкающих томографических срезов от верхушек легких до задних отделов реберно-диафрагмальных синусов. Исследование проводят в положении больного на спине с заведенными за голову руками. Сканирование проводят на высоте обычного (нефорсированного) вдоха. Томограммы восстанавливают в стандартном алгоритме реконструкции, поле изображения составляет 35 - 40 см, в зону интереса включается весь поперечный срез грудной полости.

 После сканирования врач анализирует полученные изображения на экране монитора с использованием различных электронных окон, из которых два - мягкотканное и легочное, являются обязательными и стандартными. Первичный анализ изображений позволяет подтвердить, предположить или исключить наличие патологических изменений в грудной полости. При отсутствии изменений исследование может быть закончено уже на этом этапе.

 В случае выявления на стандартных томограммах патологических изменений определяют их локализацию, проводят анатомический и денситометрический анализы. При необходимости уточнить характер патологии применяют специальные методики КТ-исследования.

 Необходимо учитывать, что проведение специальных методик исследования органов дыхания требует дополнительных затрат времени, увеличивает лучевую нагрузку, нередко связано с введением контрастных веществ. Поэтому их применение должно быть обоснованным и направлено на решение конкретной клинической задачи.

ВЫСОКОРАЗРЕШАЮЩАЯ КТ

 Основой технологии высокого разрешения КТ является уменьшение толщины томографического слоя до 1 - 2 мм и использование алгоритма высокого пространственного разрешения (костного алгоритма). Еще большее повышение разрешающей способности достигается с помощью прицельной реконструкции, при которой величина поля изображения адаптирована к анатомическим размерам индивидуальной грудной полости (рис. 5-25).

 path: pictures/0525a.png

 path: pictures/0525b.png

 Рис. 5-25. КТВР. В сравнении с обычной КТ (а) использование технологии высокого разрешения (б) позволяет улучшить изображение мелких анатомических структур, таких, как бронхи, сосуды и листки междолевой плевры.

 Обычно томограммы выполняют при минимально возможном времени оборота рентгеновской трубки, с использованием стандартной матрицы 512x512 элементов. Сила тока колеблется в пределах 200 - 300 мА, напряжение составляет 120 - 140 кВ. В последние годы широко обсуждается вопрос о целесообразности использования низкодозной КТВР. Основным преимуществом такой технологии является снижение лучевой нагрузки на пациента, особенно при выполнении серии томограмм с интервалом в 1 см. Большинство авторов не нашли существенных различий при изучении выраженных изменений в легочной ткани с помощью обычной и низкодозной технологии. Тем не менее в ряде исследований показано, что уменьшение силы тока до 40 - 60 мА может привести к пропуску минимальных зон уплотнения легочной ткани по типу матового стекла. Поэтому к низкодозной КТ как первичному исследованию следует относиться с осторожностью. Применение низкодозной КТВР оправдано при повторных исследованиях. Обычно их выполняют для динамического наблюдения за больными на фоне лечения или после его окончания.

 В настоящее время нет единого общепринятого протокола для КТВР легких. Традиционно существуют два основных варианта исследования. Первый предполагает выполнение обычной (последовательной или спиральной) КТ грудной полости, которая затем дополняется большим или меньшим количеством томограмм в условиях высокого разрешения. В литературе нет единого мнения о количестве и расположении таких аксиальных срезов. Они могут выполняться на расстоянии 2 - 3 - 4 см друг от друга, иногда на заранее определенных уровнях (дуга аорты, корень легкого, основание легкого и т.д.). Преимущества такого подхода заключаются в экономии времени и уменьшении лучевой нагрузки на пациента. Основной недостаток состоит в ограничении зоны исследования и возможном пропуске патологических изменений.

 Второй протокол предполагает выполнение первой и, как правило, единственной серии томограмм в условиях КТВР. Исследование проводят от верхушек до диафрагмы, при шаге стола 1 - 2 см, в положении больного на спине, на животе или на спине и на животе. Оптимальное количество томограмм и положение больного определяется клинической ситуацией. Например, профессиональный анамнез определяет высокую вероятность развития фиброзных изменений в кортикальных отделах задних, гравитационно-зависимых зонах легких. Для разграничения их с зонами функциональной гиповентиляции необходимо заранее предусмотреть выполнение томограмм в положении больного как на спине, так и на животе.

 Несмотря на отсутствие единого мнения о стандартном протоколе КТВР, для пациентов с предполагаемым диффузным заболеванием легких рекомендуется выполнять полноценную серию томограмм в условиях высокого разрешения в качестве первоочередного и, как правило, единственного исследования. При этом толщина слоя составляет 1 - 2 мм, шаг стола - 1 см, томограммы выполняются от верхушек легких до диафрагмы. Дальнейшая тактика, в том числе выполнение стандартного сканирования, исследование в положении больного на животе, экспираторная КТ и другие методические приемы, определяются выявленными при КТВР изменениями.

КОНТРАСТНОЕ УСИЛЕНИЕ

 Необходимость введения контрастных веществ (КВ) при КТ обусловлена недостаточным контрастным разрешением метода. При любых рентгенологических процедурах, в том числе и КТ, принципиально возможно различить четыре основных составляющих: кости и обызвествления, жир, мягкие ткани и жидкость, воздух. Контрастное разрешение при КТ значительно выше, чем при обычных рентгенологических исследованиях. Поэтому применение КТ позволяет не только более точно разграничить все четыре составляющие друг от друга, но и в большинстве случаев отличить жидкость от мягкотканных структур. Наибольшие проблемы возникают при попытках разграничения отдельных мягких тканей друг от друга, например мягкотканных образований от собственных тканей паренхиматозного органа, и крови от мягкотканных структур. Несмотря на имеющиеся отличия в величинах коэффициентов линейного ослабления крови и отдельных мягких тканей, они могут быть недостаточны для визуальной или денситометрической дифференцировки. Для устранения этого недостатка применяют методики усиления изображения или контрастного усиления.

 Контрастное усиление представляет собой технологию повышения естественного контраста тканей или жидкостей с помощью экзогенных или эндогенных веществ. Термин контрастное усиление иногда применяется и для отдельных процедур постпроцессорной обработки изображений. В рентгенологических и КТ-исследованиях обычно применяют экзогенные КВ, которые могут ослаблять рентгеновское излучение в большей или меньшей степени, чем ткани организма.

 В КТ искусственное повышение контрастного разрешения достигается путем внутривенного введения йодсодержащих водорастворимых КВ. Другие виды КВ, в частности газообразные, йодсодержащие жирорастворимые, используются исключительно редко. Взвесь солей бария вообще препятствует проведению КТ-исследования из-за чрезмерной контрастности и возникающих при этом артефактов. Предпринимались отдельные попытки проводить КТ в условиях искусственного пневмомедиастинума, пневмоторакса, пневмоперитонеума, однако широкого распространения такие методики не получили.

 Принципиально различают две фазы распространения йодсодержащих водорастворимых КВ при введении их в сосудистое русло: сосудистую и паренхиматозную. Сосудистая фаза связана с прохождением КВ через сосудистое русло и длится несколько секунд или десятков секунд. Паренхиматозная фаза обусловлена накоплением КВ в тканях организма. Выведение йодсодержащих КВ на 98% происходит через почки.

 Основным вариантом контрастного усиления при исследовании органов дыхания является КТ-ангиография. Это исследование предполагает быстрое внутривенное введение значительного объема водорастворимого КВ при одновременном сканировании выбранной области исследования. Технология КТ-ангиографии позволяет изучать внутренние просветы сосуды и камеры сердца, отличать сосуды от прилежащих мягкотканных анатомических структур и патологических образований, а при необходимости определять степень накопления КВ в патологических образованиях. Без введения КВ не представляется возможным отличить кровь в просвете сосуда от стенки сосуда, выявить сужение внутреннего просвета за счет тромбообразования, а также утолщение, расслоение или повреждение сосудистой стенки. При нативном КТ-исследовании достаточно отчетливо видны лишь внешние контуры сосуда, причем в случае, если он окружен жировой или легочной тканью (рис. 5-26).

 path: pictures/0526a.png

 path: pictures/0526b.png

 Рис. 5-26. КТангиография. Нативное исследование (а) и болюсное усиление (б).

 Очевидно, что детальная оценка сосудов у больных с новообразованиями грудной полости, аневризмами аорты, сосудистыми мальформациями, тромбоэмболией легочной артерии, травмами груди имеет большое клиническое значение. Традиционно патологические изменения сосудов у этой категории больных оцениваются с помощью обычной ангиографии (аортографии, ангиопульмонографии, верхней или нижней каваграфии и т.п.) или, в последние годы, магнитно-резонансной томографии. Большие потенциальные возможности ультразвукового исследования не могут быть реализованы при исследовании большинства сосудов грудной полости из-за наличия воздухосодержащей легочной ткани.

 Изображение сосудов грудной полости при КТ существенно различается в зависимости от их топографии. Внутрилегочные сосуды, включая крупные артерии и вены малого круга кровообращения в корне легкого, окружены воздухосодержащей легочной тканью и поэтому в норме отчетливо видны без дополнительного контрастирования. Сосуды средостения и грудной клетки выявляются только в том случае, если они окружены жировой клетчаткой. Как правило, прослойки жира в средостении недостаточно выражены у детей, подростков, лиц астенической конституции, что существенно затрудняет оценку сосудов. Еще большие трудности возникают при наличии мягкотканных образований в средостении, корне легкого или легочной ткани.