Многослойная компьютерная томография (мскт) Многослойная («мультиспиральная») компьютерная томография с внутривенным контрастным усилением и трёхмерной реконструкцией изображения.

Многослойная («мультиспиральная», «мультисрезовая» компьютерная томография — МСКТ) была впервые представлена компанией Elscint Co. в 1992 году. Принципиальное отличие мсКТ томографов от спиральных томографов предыдущих поколений в том, что по окружности гентри расположены не один, а два и более ряда детекторов. Для того, чтобы рентгеновское излучение могло одновременно приниматься детекторами, расположенными на разных рядах, была разработана новая — объёмная геометрическая форма пучка. В 1992 году появились первые двухсрезовые (двухспиральные) МСКТ томографы с двумя рядами детекторов, а в 1998 году — четырёхсрезовые (четырёхспиральные), с четырьмя рядами детекторов соответственно. Кроме вышеотмеченных особенностей, было увеличено количество оборотов рентгеновской трубки с одного до двух в секунду. Таким образом, четырёхспиральные мсКТ томографы пятого поколения на сегодняшний день в восемь раз быстрее, чем обычные спиральные КТ томографы четвертого поколения. В 2004—2005 годах были представлены 32-, 64- и 128-срезовые МСКТ томографы, в том числе — с двумя рентгеновскими трубками. Сегодня же в некоторых клиниках уже имеются [1] 320-срезовые компьютерные томографы. Эти томографы, впервые представленные в 2007 году компанией Toshiba, являются новым витком эволюции рентгеновской компьютерной томографии. Они позволяют не только получать изображения, но и дают возможность наблюдать почти что «в реальном» времени физиологические процессы, происходящие в головном мозге и в сердце[2]! Особенностью подобной системы является возможность сканирования целого органа (сердце, суставы, головной мозг и т.д.) за один оборот рентгеновской трубки, что значительно сокращает время обследования, а также возможность сканировать сердце даже у пациентов, страдающих аритмиями. Несколько 320-срезовых сканеров уже установлены и функционируют в России.

Преимущества мскт перед обычной спиральной кт

• улучшение временного разрешения

• улучшение пространственного разрешения вдоль продольной оси z

• увеличение скорости сканирования

• улучшение контрастного разрешения

• увеличение отношения сигнал/шум

• эффективное использование рентгеновской трубки

• большая зона анатомического покрытия

• уменьшение лучевой нагрузки на пациента

Все эти факторы значительно повышают скорость и информативность исследований.

Основным недостатком метода остается высокая лучевая нагрузка на пациента, несмотря на то, что за время существования КТ её удалось значительно снизить.

7)

Позитро́нно-эмиссио́нная томогра́фия (позитронная эмиссионная томография, сокращ. ПЭТ), она же двухфотонная эмиссионная томография — радионуклидный томографический метод исследования внутренних органов человека или животного. Метод основан на регистрации пары гамма-квантов, возникающих при аннигиляции позитронов. Позитроны возникают при позитронном бета-распаде радионуклида, входящего в состав радиофармпрепарата, который вводится в организм перед исследованием.

Позитронно-эмиссионная томография — это развивающийся диагностический и исследовательский метод ядерной медицины. В основе этого метода лежит возможность при помощи специального детектирующего оборудования (ПЭТ-сканера) отслеживать распределение в организме биологически активных соединений, меченных позитрон-излучающими радиоизотопами. Потенциал ПЭТ в значительной степени определяется арсеналом доступных меченых соединений — радиофармпрепаратов (РФП). Именно выбор подходящего РФП позволяет изучать с помощью ПЭТ такие разные процессы, как метаболизм, транспорт веществ, лиганд-рецепторные взаимодействия, экспрессию генов и т. д. Использование РФП, относящихся к различным классам биологически активных соединений, делает ПЭТ достаточно универсальным инструментом современной медицины. Поэтому разработка новых РФП и эффективных методов синтеза уже зарекомендовавших себя препаратов в настоящее время становится ключевым этапом в развитии метода ПЭТ.

На сегодняшний день в ПЭТ в основном применяются позитрон-излучающие изотопы элементов второго периода периодической системы:

• углерод-11 (T_½= 20,4 мин.)

• азот-13 (T_½=9,96 мин.)

• кислород-15 (T_½=2,03 мин.)

• фтор-18 (T_½=109,8 мин.)

Фтор-18 обладает оптимальными характеристиками для использования в ПЭТ: наибольшим периодом полураспада и наименьшей энергией излучения. С одной стороны, относительно небольшой период полураспада фтора-18 позволяет получать ПЭТ-изображения высокой контрастности при низкой дозовой нагрузке на пациентов. Низкая энергия позитронного излучения обеспечивает высокое пространственное разрешение ПЭТ-изображений. С другой стороны, период полураспада фтора-18 достаточно велик, чтобы обеспечить возможность транспортировки РФП на основе фтора-18 из централизованного места производства в клиники и институты, имеющие ПЭТ-сканеры (т. н. концепция сателлитов), а также расширить временны́е границы ПЭТ-исследований и синтеза РФП.

Компания Siemens AG в своих ПЭТ/КТ устройствах применяет сцинтилляционные детекторы на основе монокристаллов оксиортосиликата лютеция (Lu₂SiO₅, LSO).

Изобретатели:Майкл Тер-Погосян совместно с Дж. Эуджен-Робинсон, К. Шарп Кук^[1].

8)выше

9)

Во время исследования:

2.12. Врач-рентгенолог обязан:

- соблюдать темновую адаптацию не менее 5 минут при рентгеноскопии в кабинетах с аппаратами без усилителей рентгеновского изображения;

- соблюдать длительность перерывов между включениями высокого напряжения согласно паспорту аппарата;

- следить за выбором оптимальных физико-технических условий исследования (анодным током, экспозицией, фильтрацией, дифрагмированием);

- проводить пальпацию рукой только в рентгенозащитной перчатке;

- следить, чтобы проведение томографических исследований проводилось персоналом стоя, с надетым защитным фартуком (юбочкой), при этомподэкранный фартук был подвешен на раму экраноснимочного устройства со стороны врача.

10)

Ультразвук - упругие волны высокой частоты, которым посвящены специальные разделы науки и техники. Человеческое ухо воспринимает распространяющиеся в среде упругие волны частотой приблизительно до 16 000 колебаний в секунду (Гц); колебания с более высокой частотой представляют собой ультразвук (за пределом слышимости). Обычно ультразвуковым диапазоном считают полосу частот от 18 000 герц.

Благодаря хорошему распространению ультразвука в мягких тканях человека, его относительной безвредности по сравнению с рентгеновскими лучами и простотой использования в сравнении с магнитно-резонансной томографией ультразвук широко применяется для визуализации состояния внутренних органов человека, особенно в брюшной полости и полости таза.

Вследствие большой частоты (малой длины волны) ультразвук обладает особыми свойствами. Так, подобно свету, ультразвуковые волны могут образовывать строго направленные пучки. Отражение и преломление этих пучков на границе двух сред подчиняется законам геометрической оптики. Он сильно поглощается газами и слабо - жидкостями. В жидкости под воздействием ультразвука образуются пустоты в виде мельчайших пузырьков с кратковременным возрастанием давления внутри них. Кроме того, ультразвуковые волны ускоряют протекание процессов диффузии (взаимопроникновения двух сред друг в друга). Ультразвуковые волны существенно влияют на растворимость вещества и в целом на ход химических реакций. Эти свойства ультразвука и особенности его взаимодействия со средой обусловливают его широкое техническое и медицинское использование. Ультразвук применяют в медицине и биологии для эхолокации, для выявления и лечения опухолей и некоторых дефектов в тканях организма, в хирургии и травматологии для рассечения мягких и костных тканей при различных операциях, для сварки сломанных костей, для разрушения клеток (ультразвук большой мощности). В ультразвуковой терапии для лечебных целей используют колебания 800-900 кГц.

11)

Основой генерирования и регистрации ультразвуковых колебаний является прямой и обратный пьезоэлектрический эффект. Для получения ультразвуковых колебаний используют обратный пьезоэлектрический эффект. Сущность его заключается в том, что при создании электрических зарядов на поверхности граней кристалла последний начинает сжиматься и растягиваться (возникают колебания, частота которых зависит от частоты смены знака потенциала на гранях кристалла).  Достоинство пьезоэлектрических преобразователей в том, что источник ультразвука может служить и его приемником, при этом в действие вступает прямой пьезоэлектрический эффект, когда на гранях пьезокристалл при его деформации воспринимаемым ультразвуком образует разноименные электрические потенциалы, которые могут быть зарегистрированы. Длина волны генерируемого ультразвука зависит от толщины пластинки кристалла, соответствующей в грубом приближении половине длины генерируемой волны. Для получения ультразвуковых колебаний чаще всего используют кристалл титаната циркония. Коэффициент полезного действия пьезоэлемента очень высок и достигает 60—90%.  Датчик содержит пьезокристалл, на обеих гранях которого закреплены электроды. Сзади кристалла находится прослойка вещества, поглощающего ультразвук, который распространяется в направлении, противоположном требуемому. Это позволяет повысить качество получаемого ультразвукового луча. На стороне, обращенной к телу обследуемого, помещена ультразвуковая линза (если это фокусированный датчик).  В эхокардиографической практике используют датчики, генерирующие различные частоты ультразвука (1—10 МГц), имеющие разный диаметр (0,7—2 см) и фокусное расстояние от 6 до 12—14 см. Выбор датчика зависит от особенностей исследования. Ультразвуковой луч, генерируемый датчиком, имеет максимальную мощность по центру, к краям луча мощность его снижается.  В результате этого разрешающая способность ультразвукового датчика различна по центру луча и по его периферии. Если по центру луча можно получать устойчивые отражения как от более плотных, так и от менее плотных объектов, то по периферии луча менее плотные объекты могут не давать отражения, а более плотные — отражаться как недостаточно плотные.  Шириной луча обусловлена и так называемая латеральная разрешающая способность, если два отражающих объекта расположены не только друг за другом, но и по горизонтали на расстоянии, меньшем или равном ширине луча, то воспринимаемая картина выглядит так, будто эти объекты расположены один за другим без учета их истинного взаимоотношения по горизонтали. Эти особенности существенно не влияют на конечный результат исследования, но должны учитываться при анализе изображения. 

Приемники ультразвука.

В качестве приемников ультразвука на низких и средних частотах чаще всего применяют электроакустические преобразователи пьезоэлектрического типа. Такие приемники позволяют воспроизводить форму акустического сигнала, то есть временную зависимость звукового давления. В зависимости от условий применения приемники делают либо резонансными, либо широкополосными. Для получения усредненных по времени характеристик звукового поля используют термическими приемниками звука в виде покрытых звукопоглощающим веществом термопар или термисторов[4]. Интенсивность и звуковое давление можно оценивать и оптическими методами, например по дифракции света на УЗ.

12)

Режимы представления эхо-импульсной информации В настоящее время применяются различные методы регистрации эхограмм, каждый из которых имеет свои преимущества в конкретных областях медицины. Наиболее простым методом УЗ визуализации является изображение типа А. Регистрация амплитуд отражен­ных ультразвуковых импульсов в функции глубины называется изо­бражением типа А. В таком изображении расстояние между датчиком-излучателем ультразвука и поверхностью соприкосновения тканей неодинаковой акустической плотности, измеряемое вдоль оси датчика, раскладываются по горизонтальной оси экрана, а амплитуды отраженных импульсов по вертикальной. Типичный образец изображения типа А показан на рис. 3.1. УЗ импульс, распространяясь в теле человека и частично поглощаясь, будет отражаться от поверхности соприкосновения, двух тканей неодинаковой акустической плотности. Часть энергии УЗ импульса будет преломлена на границе тканей и продолжит распространяться во второй ткани, а часть энергии импульса будет отражена от поверхности. Если эта поверхность расположена перпендикулярно направлению распространения ультразвука, то отраженная часть энергии импульса будет восприниматься датчиком и преобразовываться в электрический сигнал, который после необходимой обработки отображается на экране. Не отраженная часть энергии импульса продолжит распространяться по прямой, все еще частично поглощаясь на пути до достижения очередной границы между двумя тканями неодинаковой акустической плотности. Таким образом, вся эхограмма представляющая одномерную картину поверхностей.

Эхограммы регистрируются прямо на экране ЭЛТ и необходимы для определения расстояния, регистрации амплитуды отраженных импульсов, различия плотных тканей от пузырных и т.п. Аппаратура этого класса достаточно проста и применяется для обследования органов имеющих простое анатомическое строение. К приборам этого класса относятся отечественные «ЭХО-11»; «ЭХО-12»; «ЭХО-21» и др.

Генератор зондирующих импульсов 4 вырабатывает высокочастотные электрические импульсы, возбуждающие преобразователь 2. Приемно-усилительный тракт состоит из усилителя высокой частоты (УВЧ) 6, детектора 7 и видеоусилителя 8. Коэффициент усиления УВЧ во времени регулируется напряжением, подаваемым с блока 9 временной автоматической регулировки чувствительности (ВАРЧ). Особенностью УВЧ является требование малого времени восстановления чувствительности после воздействия зондирующего импульса. Детектор или видеоусилитель обычно снабжают регулируемой отсечкой шумов, исключающей прохождение на выход прибора шумов. Блок ВАРЧ уменьшает коэффициент усиления усилителя в момент излучения зондирующего импульса, а затем восстанавливает его по определенному закону, обеспечивающему компенсацию уменьшения амплитуд с увеличением глубины зондирования. Генератор развертки 10 предназначен для формирования напряжения развертки луча на экране ЭЛТ 14, получения импульсов подсвета и селектирующих импульсов. Генератор задержки 11 необходим, если часть пути УЗ колебаний проходит по контролируемой зоне, например, по призме преобразователя или иммерсионной жидкости. В этом случае, начало развертки смещается на постоянный интервал времени. Развитием А-режима является режим отображения движущихся органов, разработанный в основном для исследования сокращений сердца и диагностики работы клапанов сердца. Этот режим получил название М-режима (метод временного движения). В этом методе, движение тканей, расположенных вдоль линии, наблюдается непрерывно, в то время как позиция источника ультразвуковых колебаний фиксирована.

Этот метод эффективен в диагнозе различных сердечных сбоев, в том числе и тех, которые вызывают ненормальную работу сердечных клапанов. С помощью данного метода можно обнаружить опухоль сердца. Но определение её местоположения и размера должны производиться в комбинации с отображением поперечного сечения. При М-режиме амплитуда видеосигнала модулирует яркость строки. Все полученные строки медленно разворачиваются по горизонтали, в результате чего формируется характерная М-эхокардиограмма.

Если датчик, излучающий ультразвук и воспринимающий отраженные от поверхности эхо-импульсы, перемещать по телу пациента и одновременно эхограммы, соответствующие различным участкам тела, раскладывать по высоте экрана, то получается динамическая картина – так называемая эхограмма типа «время-движение» (ТМ–time move). Такая эхограмма похожа на картину, получаемую с помощью электрокардиографа [17].  Сканирование с яркостной индикацией позволяет получать в эхо-режиме двумерное изображение сканированного объекта в плоскости его поперечного сечения [18]. Такой вид сканирования получил название В-сканирования. Изображение при В-сканировании создается в результате перемещения узкого акустического пучка в заданной плоскости. Принимаемые эхо-сигналы располагаются на экране устройства отображения таким образом, чтобы имело место соответствие, между строками развертки на экране и направление распространения ультразвука в ткани. Структурная схема обобщенного В-сканера представлена на рис. 3.5.  Импульсный генератор возбуждает преобразователь, в результате чего последний вырабатывает короткий акустический импульс. Акустические сигналы, отраженные от объектов, расположенных по траектории УЗ-пучка, поступают на преобразователь, преобразуются в электрические сигналы и далее обрабатываются для вывода на дисплей. Очень часто в подобных устройствах предусмотрено изменение во времени коэффициента усиления усилителя. Это нужно для частичной компенсации затухания сигналов, отраженных от глубоких слоев. Такая регулировка называется временной компенсацией усиления. Положение и угловая ориентация УЗ-луча контролируется при помощи электронных схем контроля положения пучка, которые задают положение развертки эхо-сигналов на экране.

После приема эхо-сигналов преобразователем они усиливаются, выпрямляются, а затем подаются на дисплей для модуляции яркости. В системах визуализации первых разработок в их состав входил стандартный дисплей на ЭЛТ, имеющий лишь два уровня яркости (типа темно/светло). Регулировка порога позволяет изменять значение критического уровня сигнала; все эхо-сигналы, превышающие этот уровень, отображаются на экране с одинаковой яркостью, а эхо-сигналы не превышающие его, вообще не отображаются. При таком дисплее вид получаемых изображений чрезвычайно сильно зависит от величины порога, так что обеспечить воспроизводимость такого изображения довольно трудно. Одним из наиболее важных достижений в области получения акустических изображений оказалось введение в систему полутонового устройства отображения [18]. В таком устройстве обычно имеется не менее 10 градаций яркости. В системе визуализации этого типа устанавливается соответствие между данным уровнем яркости и интенсивностью эхо-сигнала, а более слабые – с соответственно меньшей яркостью. При этом метод В-сканирования дает изображения, структура которых в меньшей степени зависит от действия оператора и которые интерпретировать легче, чем изображения на дисплее с двумя уровнями яркости. Информативность полутоновых изображений также оказывается выше. Поэтому системы с полутоновыми устройствами отображения получили широкое распространение. Кроме этого применяются цветные устройства отображения, в которых разные по интенсивности эхо-сигналы отображаются сигналами разной цветности [18, 19]. Цветное изображение в отличие от черно-белого позволяет получать два добавочных параметра: цвет и насыщенность. Благодаря этому увеличивается информативная способность изображения.

При линейном сканировании (рис. 3.6, а) преобразователь перемещается по прямой линии. Отметим, что поле зрения в направлении движения равно длине пути преобразователя, тогда как по временному измерению (по глубине), поле зрения определяется только глубиной проникновения ультразвука (т.е. зависит от частоты и затухания) или же физическими размерами сканируемого объекта. Преимущество этого метода заключается в том, что изображение формируется с равномерной плотностью строк в растре, в результате чего пространственная частота дискретизации постоянна по объекту и изображение на экране имеет привычный вид.  При секторном сканировании (рис. 3.6, б) преобразователь располагают в какой-то одной точке на объекте или над объектом и качают в пределах углового сектора обзора [20]. В этом случае поле зрения увеличивается с увеличением глубины проникновения ультразвука. Однако по мере расширения поля зрения плотность строк в растре уменьшается. Этот вид сканирования особенно удобен для просмотра объекта через узкие отверстия, например для наблюдения сердца через грудную клетку.  При дуговом сканировании (рис. 3.6, с) преобразователь перемещается по дуге окружности, в результате чего форма изображения имеет вид, обратный форме изображения при секторном сканировании [20]. Причем поле зрения максимально вблизи преобразователя и уменьшается с глубиной проникновения. Дуговое сканирование и его модификация чаще всего применяется при ручном сканировании брюшной полости, поверхность которой близка к дуге окружности. Комбинированное сканирование [21], которое представляет собой сочетание секторного сканирования с линейным или дуговым, иллюстрирует рис. 3.7. 

21)

Я́дерный магни́тный резона́нс (ЯМР) — резонансное поглощение или излучение электромагнитной энергии веществом, содержащим ядра с ненулевым спином во внешнем магнитном поле, на частоте ν (называемой частотой ЯМР), обусловленное переориентацией магнитных моментов ядер.

Явление ядерного магнитного резонанса было открыто в 1938 году Исааком Раби в молекулярных пучках, за что он был удостоен нобелевской премии 1944 года ^[1]. В 1946 году Феликс Блох и Эдвард Миллз Парселл получили ядерный магнитный резонанс в жидкостях и твердых телах (нобелевская премия 1952 года). ^[2] [3].

Одни и те же ядра атомов в различных окружениях в молекуле показывают различные сигналы ЯМР. Отличие такого сигнала ЯМР от сигнала стандартного вещества позволяет определить так называемый химический сдвиг, который обусловлен химическим строением изучаемого вещества. В методиках ЯМР есть много возможностей определять химическое строение веществ, конформации молекул, эффекты взаимного влияния, внутримолекулярные превращения.