Текст книги "Респираторная медицина. Руководство (в 2-х томах)"

Автор книги: А. Чучалин

сообщить о нарушении

Текущая страница: 31 (всего у книги 191 страниц)

path: pictures/0519a.png

path: pictures/0519b.png

Рис. 5-19. УЗИ органов грудной полости. На рентгенограмме (а) определяется субтотальное затемнение левого легочного поля, что может быть обусловлено пневмонией, плевритом, ателектазом или сочетанием нескольких процессов. При УЗИ (б) выявляется жидкость в плевральной полости над диафрагмой и уплотненная за счет воспалительной инфильтрации нижняя доля левого легкого.

Изучение легочной ткани становится возможным при возникновении безвоздушного участка, прилежащего к грудной стенке или диафрагме. Обычно им является ателектаз доли или всего легкого, реже – воспалительный инфильтрат или опухолевый узел. Через безвоздушную легочную ткань удается оценить локализацию и размеры центрально расположенной опухоли, ее взаимоотношения с прилежащими сосудами и бронхами, выявить признаки врастания периферической опухоли в плевру и грудную стенку. Метод имеет высокую информативность, однако субъективизм оценки результатов и трудность его воспроизведения ограничивают его практическое применение.

Эндосонография приобретает все большее значение в стадировании рака легкого. Метод позволяет выявлять опухолевую инвазию сосудов средостения при чреспищеводном исследовании, глубину прорастания опухоли в стенке трахеи и бронха при чрезбронхиальном исследовании. Особое значение приобретают транстрахеальные и трансбронхиальные пункции патологических образований и лимфатических узлов при эндосонографии.

type: dkli00093

КОМПЬЮТЕРНАЯ ТОМОГРАФИЯ

Новая эпоха в торакальной радиологии наступила во второй половине прошлого века, после введения в клиническую практику методов рентгеновской компьютерной томографии и магнитно-резонансной томографии. В 1971 г. было проведено первое исследование головного мозга человека с помощью рентгеновского компьютерного томографа, разработанного группой исследователей под руководством G. Hounsfield. Основой для создания этого прибора стали теоретические исследования 60-х годов A. McCormack. Оба исследователя в 1989 г. стали лауреатами Нобелевской премии в области биологии и медицины.

Использование множества проекций для получения одного изображения принципиально отличает КТ от всех остальных рентгенологических методик, в том числе и цифровой рентгенографии. На рентгеновском снимке (пленочном и цифровом, рентгенограмме или томограмме) или люминесцентном экране изображение возникает после прохождения излучения в одном направлении, одной проекции. При этом происходит обязательная суммация, взаимное наложение составных частей исследуемого объекта. Эффект суммации может быть частично уменьшен с помощью продольной томографии. Однако и в этом случае сказывается влияние анатомических структур, расположенных выше и ниже выделяемого томографического слоя.

Изображение при КТ лишено суммационного эффекта. На его формирование не оказывают влияние число, форма, объем и взаимное расположение тканей, через которые проходят рентгеновские лучи. Эта особенность существенно увеличивает объем информации, содержащейся в каждой компьютерной томограмме по сравнению с рентгенограммой или обычной томограммой.

Смысл КТ как диагностической процедуры заключается в том, что излучатель (обычно рентгеновская трубка) и линейка детекторов (одна или несколько) вращаются вокруг изучаемой области (рис. 5-20). Количество детекторов в одной линейке может варьировать от 500 до 1200 единиц. Поскольку пациент располагается на столе компьютерного томографа в горизонтальном положении, обычно на спине, широкий веерообразный пучок рентгеновского излучения пересекает выбранную анатомическую область в поперечном направлении, перпендикулярно продольной оси тела. Ослабленное рентгеновское излучение попадает на детекторы, в каждом из которых возникает световая вспышка (сцинтилляция). Видимый свет преобразуется в электрический сигнал и далее кодируется в цифровом виде с помощью аналого-цифрового преобразователя.

path: pictures/0520.png

Рис. 5-20. Схема КТ.

Регистрация ослабленного рентгеновского излучения происходит в каждом детекторе через каждый градус смещения рентгеновской трубки. Таким образом, за одно вращение рентгеновской трубки регистрируется несколько десятков тысяч значений ослабленного излучения (количество детекторов x количество проекций), из которых и строится конечное изображение. Для этого все вычисленные коэффициенты ослабления рентгеновского излучения распределяются по матрице томограммы, состоящей из 512 строк и столбцов. Каждому коэффициенту ослабления присваивается числовое значение в условных единицах и соответствующий оттенок серой шкалы. Совокупность всех оттенков в каждой элементарной ячейке матрице (вокселе) формирует диагностическое изображение аксиального (поперечного) среза исследуемой области.

Учитывая, что объем информации в матрице томограммы существенно выше физиологических возможностей органа зрения, томограммы изучаются в электронных окнах, адаптированных к определенным средам: мягкотканном, легочном, плевральном и костном. Поскольку каждый элемент КТ изображения подставляет собой числовое значение коэффициента ослабления, его можно измерить в условных единицах – числах Хаунсфилда (HU). Нулевое значение шкалы соответствует плотности воды, минимальное значение ( – 1000) – плотности воздуха. Верхняя граница шкалы не имеет фиксированного значения. Мягкие ткани и кровь имеют положительные значения плотности +30...+70 HU, легочная ткань характеризуется низкими значениями плотности – 700... – 900 HU, жировая ткань – 100... – 120 HU, костная ткань – более +120 HU.

Принято выделять две основные технологии сканирования: пошаговую (последовательную, аксиальную) и спиральную (объемную). Пошаговая технология сканирования предполагает обязательную остановку рентгеновской трубки после каждого цикла вращения. Это необходимо для того, чтобы установить ее в исходное положение перед следующим циклом сканирования. В этот момент стол с пациентом передвигается на необходимое расстояние, называемое шагом стола, для получения следующей томограммы. При исследовании груди и живота временной промежуток между циклами вращения рентгеновской трубки необходим также для того, чтобы пациент мог сделать вдох или выдох, а затем задержать дыхание на следующий период сканирования. Процесс сканирования в этом случае является дискретным, фрагментарным и разделен на отдельные циклы, равные одному обороту рентгеновской трубки вокруг объекта. Исследование груди при пошаговом сканировании может занимать 10 – 20 мин в зависимости от типа аппарата.

Новая концепция сканирования, названная спиральной КТ, используется в клинической практике с 1990 г. В англоязычной литературе используется несколько терминов для обозначения этой технологии – spiral CT, helical CT, volumetric CT. Каждый из них подчеркивает наиболее существенные особенности этой технологии. Спиральное сканирование заключается в одновременном выполнении двух действий: непрерывного вращения источника излучения вокруг объекта и непрерывного поступательного движения стола с пациентом через окно гентри. В этом случае траектория пучка рентгеновских лучей, проецируемая на тело пациента, приобретает форму спирали (рис. 5-21).

path: pictures/0521.png

Рис. 5-21. Схема спиральной КТ.

Основное преимущество спиральной КТ заключается в значительном ускорении процесса сканирования, поскольку отсутствуют временные интервалы между отдельными циклами вращения рентгеновской трубки. Сканирование одной анатомической области на установках третьего или четвертого поколения может быть проведено в течение 15 – 25 с.

Другим важным преимуществом спирального сканирования является возможность проведения эффективных ангиографических исследований. При быстром внутривенном введении йодсодержащего контрастного вещества, обычно через локтевую вену, сканирование удается осуществить в момент прохождения его по крупным сосудам. В результате собственно КТ-исследование дополняется полноценной ангиографией, но без сложных инвазивных вмешательств в виде проведения внутрисосудистых катетеров и общей анестезии. В настоящее время КТ-ангиография широко используется для оценки состояния крупных сосудов грудной полости, в том числе аорты и ее ветвей, легочных артерий, системных вен.

Принцип объемного или непрерывного сканирования создает совершенно новые возможности для постпроцессорной обработки полученных данных, в частности для преобразования аксиальных томограмм в многоплоскостные реформации и трехмерные изображения. Получаемые изображения не зависят от различной глубины вдоха или выдоха пациента, а возможности построения томограмм с частичным взаимным наложением сводят к минимуму ступенчатые артефакты, свойственные многоплоскостным реформациям при КТ. Результаты исследования в этом случае становятся более наглядными, демонстративными, доступными для пространственного восприятия не только специалистов рентгенологов, но и лечащих врачей.

Многослойная или мультидетекторная спиральная компьютерная томография (МСКТ или МДКТ) определила существенный прорыв в клиническом применении всех томографических технологий. Технология была впервые представлена в 1999 г. и в последние годы приобрела статус основной модификации компьютерно-томографических установок. Суть данной технологии заключается в том, что при вращении рентгеновской трубки вокруг пациента пучок рентгеновских лучей разделяется на несколько томографических слоев с помощью так называемых многорядных детекторов (рис. 5-22). Во всех прошлых поколениях КТ установок имелся только один ряд детекторов, что позволяло получать одну томограмму за одно вращение рентгеновской трубки. В настоящее время разработаны установки, позволяющие получать от 2 до 64 томографических срезов за одно вращение рентгеновской трубки. Использование МСКТ позволяет реализовать два основных преимущества данной технологии: увеличить скорость сканирования и повысить пространственное разрешение.

path: pictures/0522a.png

path: pictures/0522b.png

Рис. 5-22. Схема многослойной КТ. Аппарат с одной линейкой детекторов (а) и 4 линейками детекторов (б).

ФИЗИЧЕСКИЕ ПРИНЦИПЫ КТ

Основой компьютерно-томографического процесса является регистрация интенсивности ослабленного рентгеновского излучения во множестве проекций. В англоязычной литературе этот процесс определяется как data acquisition – сбор или регистрация данных.

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 I₀ и интенсивности прошедшего через объект излучения I выражается следующим уравнением:

I = I₀ e ^{-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.