По размерам исследуемых объектов

Классификация видов томографии

1. По взаиморасположению источника зондирующего излучения, объекта и детектора.

С точки зрения взаиморасположения источника зондирующего излучения, объекта и детектора томографические методы могут быть разделены на следующие группы:

· трансмиссионные — регистрируется зондирующее внешнее излучение, прошедшее через пассивный (неизлучающий) объект, частично ослабляясь при этом;

· эмиссионные — регистрируется излучение, выходящее из активного (излучающего) объекта с некоторым пространственным распределением источников излучения;

· комбинированные трансмиссионно-эмиссионные (люминесцентные, акустооптические и оптоакустические и др.) — регистрируется вторичное излучение от источников, распределенных по объему объекта и возбужденных внешним излучением;

· эхозондирование — регистрируется зондирующее внешнее излучение, отраженное от внутренних структур пассивного объекта.

По размерам исследуемых объектов

· микроуровень (микротомография) — исследуются объекты размером с отдельную клетку.

· размеры объектов, соизмеримых с человеческим телом (от отдельного органа или лабораторной мыши до самолёта).

· макроуровень — атмосферные явления (облака, циклоны, торнадо), планеты и звёзды.

3. По видам зондирующего излучения:

томография с использованием звуковых волн (в том числе сейсмических):

· ультразвуковая томография (УЗТ);

· сейсмическая томография.

томография с использованием электромагнитного излучения:

· радионуклидная эмиссионная томография (гамма-излучение);

· однофотонная эмиссионная томография (ОФЭКТ);

· двухфотонная эмиссионная или позитронно-эмиссионная томография;

· рентгеновская томография;

· рентгеновская компьютерная томография (КТ, РКТ);

· оптическая (лазерная) томография (ОТ);

· томография в радиодиапазоне.

томография с использованием электромагнитных полей:

· магнитно-резонансная томография (МРТ);

· электро-импедансная томография.

томография с использованием элементарных частиц:

· нейтронная томография;

· электронная и позитронная томография;

· протонная томография;

· нейтринная томография.

В ряде случаев некоторые методы эхозондирования (например, обычное

ультразвуковое исследование), ошибочно относят к томографии, что терминологически не верно. Несмотря на то, что в ультразвуковом исследовании также получают изображение некоторого сечения (томоса) — метод его получения не является томографическим. Отсутствует многоракурсная съёмка в пересекающихся направлениях и, самое главное, отсутствует решение обратной томографической задачи. Для получения ультразвукового снимка нет никакой необходимости в особой математической предобработке. Ультразвуковой преобразователь (на самом деле это набор небольших отдельных ультразвуковых преобразователей) посылает ультразвуковую волну (ультразвуковой веерный пучок), которая частично отражается от границ неоднородностей и возвращается к ультразвуковому преобразователю, где и регистрируется. Принцип получения снимка в упрощённой форме можно представить следующим образом: по одной оси откладываются номера отдельных преобразователей (направление), по второй оси — временная задержка отклика (расстояние), яркость (интенсивность отклика). К более простым и давно используемым медицинским методам интроскопии относят эндоскопию.

Эндоскопия — способ осмотра некоторых внутренних органов при помощи

эндоскопа. Эндоскопы вводятся в полости через естественные пути, например, в желудок — через рот и пищевод, в бронхи и легкие — через гортань, в мочевой пузырь — через мочеиспускательный канал.

В состав систем для эндоскопических исследований входят собственно эндоскоп, высокоинтенсивный осветитель и оптическая система передачи изображения от эндоскопа к малогабаритной телевизионной камере, которая обычно устанавливается на подвижном штативе. Имеется также ВКУ, видеомагнитофон и устройство управления. На дистальном (удаленном от наблюдателя) конце эндоскопа располагается объектив, формирующий изображение, которое необходимо передать к окуляру, расположенному на внешнем конце эндоскопа. В объективах эндоскопов используются линзовые системы диаметром 1—1,5 мм, передающие изображения при угле зрения до 80-90°.

По способу передачи изображения от объектива к окуляру эндоскопы можно разделить на 2 группы: жесткие и гибкие. В жестких эндоскопах передача изображения осуществляется с помощью линзовой оптики, а в гибких — посредством стекловолоконных жгутов.

Медицинские эндоскопы должны отвечать ряду специфических требований. Материал оболочки корпуса должен выдерживать многократную стерилизацию, не оказывать вредных механических или химических воздействий на ткани, не быть токсичным. Малые расстояния до объекта (стенка пищевода и т.д.) приводят к необходимости использования сверхширокоугольных микрообъективов с полями зрения до 120° и более для наблюдения участков достаточной площади. В ряде случаев(эзофагоскопия и др.) объективы эндоскопов работают в жидких средах организма, что требует соответствующей коррекции их оптических характеристик, а также тщательной герметизации оптико-механических узлов.

Еще одна характерная особенность медицинских эндоскопов — наличие дополнительных каналов для взятия биотических проб, ввода и управления хирургическими микроинструментами. В настоящее время осмотру стали доступны почти все органы, увеличилась освещенность исследуемых органов, появились условия для фотографирования и киносъемки (эндофотография и эндокинематография), появилась возможность записи на видеомагнитофон черно-белого или цветного изображения (используются модификации стандартных фото- и кинокамер). Документирование результатов эндоскопического исследования помогает объективно изучать динамику патологических процессов, происходящих в каком-либо органе.

В настоящее время эндоскопические методы исследования используются как для диагностики, так и для лечения различных заболеваний. Современная эндоскопия играет особую роль в распознавании ранних стадий многих заболеваний, в особенности — онкологических заболеваний (рак) различных органов (желудок, мочевой пузырь, легкие). Чаще всего эндоскопию сочетают с прицельной (под контролем зрения) биопсией, лечебными мероприятиями (введение лекарств), зондированием.

При восприятии звука ухом различают громкость, высоту и тембр. Громкость определяется амплитудой колебаний, высота – частотой, тембр – амплитудой колебания обертонов (колебаний с более высокими частотами).

Любая среда в состоянии пропускать звуковые сигналы, частотный спектр которых простирается не выше некоторой границы, обусловленной плотностью и размерами частиц, из которых состоит среда распространения, а также жесткостью связи этих частиц. Способность волн отражаться от тел является важнейшим фактором процесса звуковидения. Доля отраженного сигнала выражается коэффициентом отражения, представляющим собой отношение амплитуд падающего и отраженного сигналов.

Голограмма образуется в результате интерференции двух пучков звуковых волн. Первый – предметный (И1). Это тот пучок, который несет информацию об объекте. Он образуется отражением звуковых волн от объекта. Второй звуковой пучок (И2) – опорный – образуется вспомогательным источником. Его задача создать по возможности постоянное освещение голограммы.

Ультразвуком называются упругие продольные волны с частотами от 2 - 10⁴ до 10¹³ Гц. Верхний предел частот ультразвука (10¹² – 10¹³ Гц в кристаллах и жидкостях при нормальных условиях) соответствует частотам, при котором длина волны излучения становится соизмеримой с межмолекулярными расстояниями.

Ультразвуки весьма сильно поглощаются газами и значительно слабее – жидкостями. Ультразвуковые волны широко используются в молекулярной акустике для исследования акустическими методами строения и свойства вещества.

Ультразвуковой дефектоскопией - называется метод обнаружения внутренних дефектов (трещин, раковин, неоднородностей структуры) в твердых телах с помощью ультразвука. Она основана на явлении отражения и рассеяния ультразвуковых волн от поверхностей дефектных областей объекта. Применение ультразвука в медицинской диагностике связано с возможностью получения изображения внутренних органов и структур. Основой метода является взаимодействие ультразвука с тканями тела человека. Ультразвуковые доплеровские методы являются эффективным средством неинвазивного исследования характеристик движения тканей в организме человека и широко применяются в кардиологии и сосудистой диагностике. Методику визуализации в медицине с помощью ультразвука называют улътрасонографией, а измерение скорости потока крови — доплерографией, доплеровской сонографией или доплеровской флуометрией.

Принцип метода заключается в пропускании через человеческое тело узкого ультразвукового пучка, который, отражаясь от различных тканей, возвращается в виде эха, регистрируется и создает основу для формирования секционного изображения. Ультразвук генерируется датчиком, который помещается на кожу обследуемого больного над изучаемой анатомической областью. В датчике находятся один или несколько пьезоэлектрических кристаллов, обладающих двумя свойствами: с одной стороны, кристалл при подаче на него электрического потенциала механически деформируется, а с другой — механическая деформация кристалла генерирует электрический потенциал. Частота генерируемого ультразвука определяется резонансной частотой кристалла, которая, в свою очередь, зависит от толщины последнего (чем тоньше кристалл, тем выше частота). Отраженный от тканей ультразвуковой (УЗ) сигнал возвращается назад к датчику, генерирует механические колебания кристалла и соответствующей частоты электрические сигналы, которые записываются. При прохождении через ткани часть УЗ - сигнала поглощается в виде тепла, другая часть рассеивается, а остальная — возвращается назад к датчику в виде эха. Степень прохождения ультразвука через ткани зависит от массы составляющих ее частиц, что позволяет определять плотность ткани. Скорость прохождения ультразвука через ткань в основном зависит от эластичности последней. Плотность и эластичность ткани определяют ее акустическое сопротивление или импеданс. При большом изменении акустического сопротивления возрастает отражение ультразвука. Из-за значительных различий в акустическом сопротивлении, УЗ - сигнал почти полностью отражается на границе мягкая ткань - газ, мягкая ткань - костная ткань. В связи с этим, ультрасонография не информативна при исследовании полых органов, легких, костных структур.

Доплерография. Она основана на принципе Доплера, который гласит: частота эхосигнала, отраженного от движущегося объекта, отличается от частоты излученного сигнала.

Существует два вида доплерографических исследований — непрерывный и импульсный «доплер».

Доплеровский сдвиг пропорционален частоте излучаемого датчиком сигнала: чем больше эта частота, тем больше сдвиг. Стремление увеличить частоту излучения, к сожалению, в существенной мере сдерживается физическими ограничениями, связанными с затуханием ультразвуковых колебаний в биологических тканях. Как известно, эти затухания имеют частотозависимый характер, т.е. с увеличением частоты повышается степень затухания и, следовательно, уменьшается максимальная глубина, на которой еще можно получить эхо-сигнал приемлемого уровня, достаточного для измерения доплеровского сдвига частоты. Поэтому для улучшения разрешающей способности метода осуществляют фокусировку акустического луча. Дело в том, что чем уже луч, тем лучше боковая (латеральная, по азимуту) разрешающая способность. Боковая разрешающая способность — это минимальное расстояние между двумя объектами, расположенными перпендикулярно направлению распространения энергии луча, которые представляются на экране монитора в виде раздельных структур и равна диаметру ультразвукового луча. Осевая

разрешающая способность — это минимальное расстояние между двумя объектами, расположенными вдоль направления распространения энергии луча, которые представляются на экране монитора в виде раздельных структур. Осевая разрешающая способность зависит от пространственной протяженности ультразвукового импульса — чем короче импульс, тем лучше разрешение. Для укорочения импульса используется как механическое, так и электронное гашение ультразвуковых колебаний.

В чисто доплеровских режимах (без одновременного получения В-изображения) используются, как правило, датчики со следующими частотами:

· 2 МГц — для исследования сосудов мозга (транскраниального исследования);

· 3 МГц — для исследования плацентарного кровотока;

· 4 или 5 МГц — для исследования относительно крупных и глубоко расположенных сосудов;

· 8 или 10 МГц — для исследования мелких, неглубоко расположенных

· периферических сосудов.

В заключение укажем основные достоинства метода непрерывноволнового доплера:

· хорошая чувствительность;

· возможность получить количественные характеристики кровотока, имеющие большую диагностическую информативность;

· высокая точность оценки спектра частот доплеровского сдвига и спектра скоростей кровотока;

· относительная простота технической реализации.

Недостатками метода являются:

· получение суммарной информации во всем диапазоне глубин без возможности выделения отдельных участков вследствие отсутствия разрешающей способности по глубине (большой по глубине контрольный объем);

· зависимость точности оценки спектра скоростей, а иногда и самой возможности оценки спектра от угла α между осью УЗ-луча и направлением кровотока (например — в случае α = 0 и за пределами критических углов оценка спектра невозможна);

· сложность работы для врача ввиду необходимости манипулирования датчиком и его ориентацией для того, чтобы в ультразвуковой луч датчика попал только один наблюдаемый сосуд и был выбран нужный угол наблюдения.

Области применения метода непрерывноволнового доплера — исследование кровотока в периферических сосудах, анализ атриовентрикулярного и аортального кровотока.

Основной недостаток метода непрерывно волнового доплера — отсутствие разрешающей способности по глубине — исключается в методе импульсно-волнового доплера.

Соответственно, минимальное расстояние по глубине между элементами, при котором они воспринимаются отдельно (разрешаются), равно: ∆ L = с * t / 2. Если истинный спектр частот доплеровского сдвига имеет относительно малую ширину, так что ширина его не превышает частоты повторения импульсов F — то измерение спектра частот доплеровского сдвига, возможно.

Перечислим основные достоинства метода импульсноволнового доплера:

· наличие разрешающей способности по глубине, что позволяет выделять отдельные малые участки для оценки скорости кровотока (малые контрольные объемы);

· достаточно высокая чувствительность и точность оценки количественных диагностически значимых характеристик кровотока;

· простое совмещение режима PW с режимом В в ультразвуковых сканерах и реализация дуплексного режима работы В + D.

Недостатки метода импульсноволнового доплера:

· возможность неоднозначного измерения спектра скоростей и, вследствие этого, появления искажения спектра скоростей (aliasing-эффект);

· неоднозначность определения глубины контрольного объема при больших частотах повторения импульсов (режим HPRF) и, как следствие, получение

· мешающей дополнительной информации;

· зависимость оценки спектра скоростей от угла между осью УЗ-луча и направлением кровотока (аналогично методу непрерывноволнового доплера).

Характеристика затухания ультразвуковых волн учитывается коэффициентом затухания, который определяет декремент уменьшения интенсивности распространяющихся волн от расстояния Z по экспоненциальному закону.

В общем случае коэффициент затухания а 3 ультразвуковых волн складывается из коэффициентов поглощения а n и рассеивания а p, зависящих от частоты. Коэффициент поглощения ультразвука в биологических средах определяется на макромолекулярном уровне.

Децибел (дБ) - десятая часть бела, то есть десятая часть логарифма безразмерного отношения физической величины к одноименной физической величине, принимаемой за исходную.

Амплитуда эхосигналов несет информацию о процессах поглощения, рассеяния и обратно отражения ультразвуковых зондирующих импульсов в исследуемой среде. Путем измерения этихвеличин, являющихся параметрами эхоизображения, могут быть определены: глубина залегания неоднородности, направление на нее, линейные размеры и расстояния между несколькими неоднородностями. На основании этих измерений можетбыть вычислена геометрия исследуемых объектов: площадь, периметр, объем и др.параметры исследуемых объектов.

А-режим (Amplitude mode) – информация отображается в виде графика амплитуды отраженного сигнала на разном удалении от датчика.

В-режим (Brightness mode) -интенсивность отраженного сигнала выражается в виде яркости точки расположенной на определенной глубине. Используется во всех режимах для получения черно-белого (в серой шкале) изображения.

М-режим (Motion mode) – развернутый во времени В-режим, используемый для регистрации динамических процессов. Это единственный одномерный режим, использующийся до настоящего времени в кардиологических исследованиях.

Двумерный (2D) режим (Two-Dimension mode, Bimodal) позволяет формировать изображение в одной плоскости (томограмму). Этот режим формируется путем последовательного перемещения ультразвукового луча в одной плоскости методом последовательной активизации пьезокристаллов в линейной матрице или ротационным движением пьезокристалла. Данный режим является основным для всех ультразвуковых исследований.

Постоянный (СЦВ) режим (Continuois Wave Doppler mode) – отображает временной график изменения скорости кровотока на всем протяжении ультразвукового луча. Широко используется в исследованиях кровотока в периферических сосудах.

Импульсный (PWD) режим (Pulse Ware Doppler mode) – отображает временной график изменения скорости кровотока в заданном контрольном объеме, что выгодно его отличает от CWD (рисунок 12). Импульсный режим работы пьезокристалла с выраженной временной задержкой не позволяет регистрировать быстропротекающие процессы (предел Найквиста).

Цветовой (CID) режим (Color Image Doppler mode) – одновременная регистрация кровотока в 64-256 контрольных объемах с последующей цветовой кодировкой основных параметров (направление-цвет, скорость интенсивность цвета, ламинарность - однородность цвета), в отличии от предыдущих доплеровских режимов CID дает возможность только качественной (визуальной) оценки нормальных и патологических потоков крови в выбранном сечении (рисунок 13).

Энергетический (PD) режим (Power Doppler mode) – основан на принципе цветного доплеровского режима, для повышения чувствительности которого к низкоскоростным потокам используется интеграл мощности спектра доплеровского сигнала. В отличие от CD энергетический режим позволяет визуализировать кровоток без дифференциации его скорости, направления и ламинарности потока

Режим двойной гармоники (Harmonic Imaging) – вариант доплеровского метода, основанного на свойстве ультразвука, отраженного от микропузырьков газа (эхоконтраста), удваивать свою частоту по сравнению с исходной. Это позволяет определить кровоток в мелких сосудах, за счет усиления сигнала от крови и его подавление от окружающих тканей. Усиление отраженного сигнала возникает, если частота УЗ приближается к резонансной частоте микропузырьков (примерно 3 МГц), которая зависит от размеров и механических свойств капсулы.__

Денситометрия (Densitometry) – измерение акустической плотности выделенного участка (зоны интереса) в виде графика распределения

Кинетометрия (Rinetic Imaging) – измерение характера и амплитуды движущихся структур

Акустическая томография (AT) основана на решении обратных задач рассеяния рефракции. Отличие акустической томографии от традиционного эхоимпульсного (радиолокационного) метода ультразвукового зондирования.В обоих случаях предполагается угловое сканирование объекта, однако длявосстановления его структуры методом томографии необходим пространственноразнесенный прием акустических сигналов. Чаще всего в AT используется приближение геометрической оптики (лучевое приближение). При этом, источником информации о среде является не коэффициент затухания, а скорость распространениязвука.

Преобразование Радона — интегральное преобразование функции многих переменных, родственное преобразованию Фурье.

Преобразование Радона имеет простой геометрический смысл — это интеграл от функции вдоль прямой, перпендикулярной вектору n = (cos α, sin α) и проходящей на расстоянии s (измеренного вдоль вектора n, с соответствующим знаком) от начала координат.

Преобразование Фурье — преобразование функции, превращающее её в совокупность частотных составляющих. Более точно, преобразование Фурье — это интегральное преобразование, которое раскладывает исходную функцию на базисные функции, в качестве которых выступают синусоидальные функции, то есть представляет исходную функцию в виде интеграла синусоид различной частоты, амплитуды и фазы.

Богатые возможности применения метода основываются на нескольких полезных свойствах преобразования:

· Преобразования являются линейными операторами и, с соответствующей нормализацией, также являются унитарными. Преобразования обратимы, причем обратное преобразование имеет практически такую же форму, как и прямое преобразование.

· Синусоидальные базисные функции являются собственными функциями дифференцирования, что означает, что данное представление превращает линейные дифференциальные уравнения с постоянными коэффициентами в обычные алгебраические. (Например, в линейной стационарной системе частота — консервативная величина, поэтому поведение на каждой частоте может решаться независимо.)

· По теореме о свёртке, преобразование Фурье превращает сложную операцию свертки в простое умножение, что означает, что они обеспечивают эффективный способ вычисления основанных на свёртке операций, таких как умножение многочленов и умножение больших чисел.

· Дискретная версия преобразования Фурье быстро рассчитывается на компьютерах, используя алгоритм быстрого преобразования Фурье.

Дискретное преобразование Фурье имеет следующие свойства:

1) линейность;

2) симметричность;

3) инвариантность относительно сдвига по времени;

4) инвариантность относительно сдвига по частоте;

Число операций при вычислении равно n ².