5 курс / Пульмонология и фтизиатрия / Респираторная_медицина_Руководство_в_3_томах_Том_1

формацию сосудов, их смещение, особенности контуров, разреженность сосудистого рисунка, степень развития сосудов отдельных сегментов легкого, характер расположения камер сердца и др. Наибольшее значение АПГ имела в диагностике тромбоэмболии ЛА. В настоящее время эта технология быстро замещается КТ-ангиографией.

Бронхиальную артериографию целесообразно выполнять в сочетании с катетеризацией ЛА и изучением показателей давления, оксиметрией в регионах выше и ниже выявляемых анастомозов двух систем кровообращения легких. Это исследование имеет большое значение в выявлении причин легочного кровотечения. Источником поступления крови в бронхиальное дерево в большинстве случаев являются бронхиальные сосуды. Их эмболизация после проведенной бронхиальной артериографии является эффективным способом лечения кровохарканья и легочного кровотечения, особенно у лиц, страдающих хроническими воспалительными заболеваниями дыхательных путей

илегких.

Впрошлые годы нередко выполнялось контрастное исследование сосудов средостения, которое включало в себя также флебографию и аортографию. Флебографию выполняли с учетом характера патологического процесса, выявленного с помощью рентгенографии и томографии. При указании на вероятное поражение лимфатических узлов переднего средостения по данным обычного рентгеновского исследования выполняли верхнюю кавографию и контрастное исследование внутренних грудных вен, а при подозрении на поражение лимфатических узлов заднего средостения — азигографию.

Ультразвуковое исследование

Ультразвук как физическое явление был открыт в 1980-х годах, еще до рентгеновских лучей. Однако лишь интенсивное изучение промышленной и военной эхолокации привело к созданию в 1950-х годах первых диагностических УЗ-приборов. Медицинская эхография или УЗдиагностика прошла долгий путь становления от одномерного представления плоских структур на основе отраженного звука до сложнейших трехмерных изображений анатомических объектов в реальном масштабе времени и закономерно стала неотъемлемой составной частью клинической медицины. УЗ-диагностика направлена, прежде всего, на изучение тканевых и жидкостных структур, таких как органы живота и таза, сердце и крупные сосуды, щитовидная и молочные железы.

Применение УЗИ у больных с заболеваниями органов дыхания, в том числе раком легкого, может быть направлено на решение трех задач. Во-первых, эта оценка распространенности опухолевого процесса, поиск метастазов в различных органах и тканях, в лимфатических узлах, при изу-

чении нескольких анатомических областей, таких как шея, грудь, живот и таз. Во-вторых, УЗИ может быть использовано для оценки внутригрудных проявлений опухолевого роста, как собственно первичной опухоли, так и возникающих при ее развитии осложнений при обычном чрескожном исследовании органов грудной полости. Наконец, третье направление связано с проведением эндосонографических процедур, при введении эндоскопа с УЗ-датчиком в просвет трахеи и крупных бронхов или пищевода. Цель таких исследований — прецизионная оценка стенок воздухопроводящих путей, расположенных перибронхиально или перитрахеально, лимфатических узлов, их биопсия под контролем ультразвука.

Первая задача считается рутинной процедурой

вонкологической практике и решается при стандартном исследовании через кожные покровы, проводимом секторным или конвексным датчиком с частотой 3,5–5,0 мГц. Это исследование позволяет уверенно выявлять увеличенные лимфатические узлы области шеи, подмышечных, над- и подключичных областей с точной оценкой локализации, количества и размеров лимфатических узлов. Следует отметить, что современные УЗ-приборы позволяют достоверно разграничить опухолевое поражение лимфатических узлов и их воспалительную гиперплазию на основании характерного изменения эхосигнала и кровотока

вних. У части больных удается выявить увеличение лимфатических узлов переднего верхнего средостения, а при исследовании нижнего этажа грудной полости — преперикардиальные лимфатические узлы нижнего средостения, жидкость в плевральной полости и полости перикарда, патологические образования (обычно метастазы) в плевре и в легочной ткани в случае пристеночного их расположения.

Исследование области живота является обязательным для всех онкологических больных, в том числе больных раком легкого. Оно направлено на выявление метастатических очагов в паренхиматозных органах, мягких тканях, лимфатических узлах, а также жидкости в брюшной полости. Типичное метастазирование рака легкого в печень и надпочечники предопределяет особые требования к изучению этих органов у всех больных с известным раком легкого. УЗИ позволяет выявить большинство метастатических очагов в печени, отличать их от доброкачественных процессов (кист, гемангиом и др.), определять размеры, локализацию, динамику на фоне проводимого лекарственного лечения.

Несомненными преимуществами УЗИ являются высокая информативность в оценке мягкотканных и жидкостных структур, доступность, неинвазивный характер, отсутствие вредного ионизирующего излучения, относительно низкая (в сравнении с другими методами лучевой диагностики) стоимость. Основной недостаток ме-

тода — его субъективный характер. Результаты исследования напрямую зависят от опыта, квалификации и мануальных навыков специалиста, проводящего исследование. Кроме того, результаты проведенного исследования обычно доступны только в виде протокола, но фиксированные изображения проведенного исследования не являются предметом интерпретации или обсуждения. Видеозапись исследования, как правило, не проводится. Субъективизм проведения исследования и интерпретации его результатов является серьезным лимитирующим фактором технологии. Кроме того, информативность УЗИ не является абсолютной. Так, частота выявления метастазов

впечень при обычном чрескожном исследовании не превышает 75–80%, что ниже результатов КТ, МРТ и интраоперационного УЗИ печени при лапаротомии. В связи с этим УЗИ, наряду с традиционным рентгенологическим исследованием, следует рассматривать как метод первичной диагностики патологии внутренних органов при раке легкого, на основании результатов которого определяются показания к проведению стандартных томографических исследований (КТ или МРТ).

При патологии органов грудной полости УЗИ в виде ЭхоКГ традиционно используется для оценки состояния сердца и расположенных интраперикардиально крупных сосудов. Получаемые данные имеют большое значение для выявления артериальной легочной гипертензии, сопутствующей патологии сердца (пороки, аномалии развития и др.), а также признаков распространения опухоли

влегком на перикард и камеры сердца.

Чрескожное УЗИ органов грудной полости в целях изучения собственно опухолевого поражения анатомических структур грудной полости выполняется значительно реже. Причина этого — воздухосодержащая легочная ткань, через которую ультразвук практически не распространяется. Для изучения органов и тканей грудной полости необходимо акустическое окно, через которое ультразвук может проникать в грудную полость. Естественными окнами являются переднее средостение, прилежащее к передней грудной стенке, а также органы и ткани поддиафрагмального пространства. Известны исследования, свидетельствующие о высокой информативности УЗИ в оценке лимфатических узлов переднего средостения, перикарда и диафрагмы. Это исследование имеет несомненные преимущества в сравнении с рентгеновским методом в разграничении жидкости в плевральной полости и патологических изменений в легочной ткани (рис. 5.23).

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

ибронха при чрезбронхиальном исследовании. Особое значение приобретают транстрахеальные

итрансбронхиальные пункции патологических образований и лимфатических узлов при эндосонографии.

Компьютерная томография

Новая эпоха в торакальной радиологии наступила во второй половине прошлого века после введения в клиническую практику методов рентгеновской КТ и МРТ. 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 1960-х годов A. McCormack. Оба исследователя в 1989 г. стали лауреатами Нобелевской премии в области биологии и медицины.

Рис. 5.24. Схема компьютерной томографии

Использование множества проекций для получения одного изображения отличает КТ от всех остальных рентгенологических методик, в том числе и от 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 происходят 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. 5.24). 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 анало- го-цифрового преобразователя.

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 × 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 присваиваются числовое значение в условных единицах и соответствующий оттенок серой шкалы. Совокупность всех оттенков в каждой элементарной ячейке матрицы (вокселе) формирует диагностическое изображение аксиальной (поперечного среза) исследуемой области.

на в 1999 г. и в последние годы приобрела статус основной модификации компьютерно-томогра- фических 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. 5.26). 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 мультиспиральной КТ позволяет реализовать два основных преимущества данной технологии: увеличить скорость сканирования и повысить пространственное разрешение.

Физические принципы компьютерной томографии

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 μ — lineal attenuation coefficient. Величина коэффициента μ 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–μd,

где: I0 — интенсивность исходного рентгеновского излучения; I — интенсивность ослабленного рентгеновского излучения; μ — 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:

μd = 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. Фундаментальный способ вычисления коэффициентов ослабления — метод фильтрованных обратных проекций, который используется в большинстве вычислительных машин КТустановок.

Проекции сбора данных

Коэффициенты ослабления при КТ-исследо- вании 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 1 см, которое можно различить на представленном изображении. В установках начала 1990-х годов пространственное разрешение обычно составляет 3–5 пар линий/см, в более современных аппаратах этот параметр может достигать 7–15 пар линий/ см. Однако в среднем пространственное разрешение при КТ меньше, чем при пленочной рентгенографии. Для сравнения: на обычной обзорной рентгенограмме при правильном подборе комбинации усиливающий экран–пленка теоретически удается различить 15–20 пар линий/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. 5.27). 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.

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 воксела, 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 (от англ. Field Of View, FOV — 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 воксела вдоль продольной оси сканирования составляют 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 воксел 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 объект, 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 этом случае воксел 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. Именно 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 μ выражаются не в абсолютных величинах, а в относительных числах, нормированных по отношению μ воды. Они называются КТ-чис- лами (CT numbers), или единицами Хаунсфилда