ОСНОВЫ КОМПЬЮТЕРНОЙ ТОМОГРАФИИ

радиологии НМАПО

1768-1830), французский математик и физик – разработал преобразование, обратное преобразование

и ряд чисел которые используется во многих областях науки – физике, теории чисел, комбинаторике, статистике, акустике, оптике, геометрии и многих других. Его разработки положены в основу и алгоритмов обработки изображений во многих методах томографии, в том числе и компьютерной томографии

В 1917 году предложил интегральное преобразование функции многих переменных, родственное

преобразованию Фурье. Важнейшее свойство преобразования – обратимость, то есть возможность восстановления исходной функции после ее преобразования

принципах проективной геометрии (1930 год)
Александро Валлебона (Alessandro Vallebona) –

итальянский рентгенолог из Генуи, впоследствие директор радиологического институт в Генуе

узким пучком рентгеновских лучей, проходящих через коллиматор и щель шириной

1 см

объект сканировался 9 дней, чтобы накопить данные по измерению интенсивности

поглощенного и прошедшего через объект излучения. Данные фиксировались на перфорированные носители из тонкого картона общим весом 132 кг. Для реконструкции данных в изображение нужно было 2,5 часа работы большого стационарного компьютера. После того, как вместо гамма-лучей были применены рентгеновские лучи время сканирования было уменьшено до 9 часов и те же 2,5 часа на получение изображения.

в 1972 году и было получено первое изображение головного мозга

пациентки с арахноидальной кистой. Признание радиологов пришло 20 апреля 1972 года, когда были продемонстрированы первые клинические наблюдения и сделан доклад «Компьютерная аксиальная томография – новый метод визуализации некоторых мягких тканей структур головного мозга»

в клиническую практику компьютерной томографии (КТ) прошло уже более 30

лет, метод продолжает стремительно развиваться. Оценить потенциал современной КТ можно только в том случае, если врач будет иметь полное представление об основных принципах этого высокоинформативного метода. Объем знаний должен включать в себя понимание процесса формирования изображения, влияния на него различных параметров работы системы, основные эксплуатационные показатели современных томографов, получаемые пациентом лучевые нагрузки и способы их уменьшения.

трехмерный объект, даёт его двухмерное изображение. При этом все внутренние

структуры объекта накладываются друг на друга и радиологу необходимо приобрести значительный опыт, позволяющий правильно интерпретировать трёхмерные структуры по данным двухмерного изображения. Кроме того, традиционные рентгенологические методы весьма ограничены в дифференцировании тканей, мало отличающихся друг от друга по контрастности.

в начале 70-х годов прошлого столетия компьютерной томографии. В течение

последующих более чем тридцати лет технология КТ претерпела ряд усовершенствований, в результате чего увеличилась разрешающая способность метода, уменьшилось время проведения исследования, а объём одномоментного охвата исследуемой области увеличился.
Следствием такого прогресса явилась необходимость разработки рабочих станций и компьютерных программ для обработки огромных массивов, получаемых при исследованиях данных.

характеру геометрии движения «стол - рентгеновская трубка» можно обобщить общим

термином как «последовательные» или «пошаговые».

в котором набор детекторов и рентгеновская трубка совершали синхронное «вращательно-поступательное»

движение. На этом принципе был сконструирован первый КТ для всего тела

в котором рентгеновская трубка и набор детекторов в виде линейки

совершали синхронное «вращательное» движение. Принцип аппаратов третьего поколения используется и в современных спиральных и мультиспиральных КТ.

в котором рентгеновская трубка совершала «вращательное», либо «нутационно-вращательное» движение по

отношению к стационарно расположенным по всему кругу детекторам.

или, так называемого «сверхбыстрого», «кино» или электронно-лучевого компьютерного томографа, в

котором используется рентгеновское излучение, возникающее при торможении потока электронов вольфрамовой мишенью-анодом. Используется в кардиологии. 1-электронная пушка, 2-пучок электронов в вакуумном пространстве, 3-магнитные фокусирующие и отклоняющие катушки, 4-рама с системой сбора данных и детекторами, 6-стол пациента.

бескабельной передачи высокого напряжения и считывания информации с детекторов позволила

создать в 1988 году первый спиральный компьютерный томограф, в котором непрерывное вращательное движение рентгеновской трубки сочеталось с непрерывным поступательным движением стола

среза до 1 секунды при времени его компьютерной реконструкции порядка

нескольких секунд. Однако, продолжительность сканирования объёма интереса, превышала время возможной однократной задержки дыхания пациентом, а протяжённость области томографии ограничивалась расстоянием не более 30 см, что напрямую зависело от мощности рентгеновской трубки и скорости ее теплового рассеивания. Разработки основных фирм - производителей компьютерных томографов привели к созданию очень мощных рентгеновских трубок с теплоемкостью анода до 8,5 и более миллионов тепловых единиц (МТЕ – MHU) .

был преодолен в результате изобретения четырехрядных детекторов, позволивших более эффективно

использовать рентгеновское излучение с параллельным получением сырых данных для нескольких плоскостей одновременно. Трехмерная реконструкция данных, полученных с геометрией конического рентгеновского пучка, потребовала разработки более сложных алгоритмов обработки данных, которые стали возможными в начале настоящего столетия благодаря стремительному развитию вычислительных мощностей.
В период с 2001 по 2006 годы на мировом рынке радиологической техники с интервалом, примерно, один - два года появились аппараты с 8, 16, 32, 64, 256 линейками детекторов, а в 2007 году фирма Тошиба презентовала на RSNA объемный компьютерный томограф с 320 рядами детекторов.

рентгеновской трубкой. Фильтрование низкоэнергетической составляющей излучения производится путём размещения вокруг

трубки специального материала, который поглощает кванты с низкой энергией, но пропускает
высокоэнергетическую составляющую. Рентгеновское излучение от анода распространяется в большом угловом диапазоне. Для уменьшения лучевой нагрузки и фонового рассеивания рентгеновский луч коллимируется с использованием специальной диафрагмы и преобразуется в тонкий веерообразный пучок. Обычно он имеет толщину несколько миллиметров, а по углу – примерно 45о. Кроме того, учитывая, что тело пациента имеет округлую форму и в центре толщина его гораздо больше, чем по краям, для компенсации этого эффекта по ходу луча устанавливается фильтр в форме бабочки, который выравнивает поток излучения и уменьшает лучевую нагрузку на пациента.

трубки её конструкция предусматривает вращение анода для распределения зоны нагревания,

а также масляные радиаторы или принудительное водяное охлаждение.
Регистрация рентгеновского излучения производится при помощи специальных материалов, которые преобразовывают высокую энергию квантов рентгеновского излучения в более низкие энергетические формы типа оптических фотонов или электронно-дырочных пар, которые имеют энергию порядка нескольких электрон вольт. Материалы детекторов, такие как фосфор, сцинтилляционная керамика или сжатый ксеноновый газ, в конечном счёте, вырабатывают электрический ток или создают напряжение. Электронные усилители кондиционируют этот сигнал, а аналогово-цифровые преобразователи превращают его в цифровую форму. Диапазон величин сигналов, которые получают в компьютерной томографии, достаточно велик и простирается от сканирования воздуха (полное отсутствие ослабления рентгеновского излучения) до томографии крупных пациентов с металлическими имплантатами (ослабление до 0.0006%). Это значит, что даже при малых уровнях сигналов аналогово-цифровой преобразователь должен улавливать различия всего в несколько процентов.

углами все электрические компоненты должны вращаться вокруг пациента. В современных

компьютерных томографах это налагает высокие требования к механической точности и стабильности. Рама компьютерного томографа (гентри) может весить от 400 до 1000 кг, иметь диаметр до 1.5 м и обеспечивать скорость вращения до 3 оборотов в секунду. Во время вращения отклонения не должны превышать 0.05 мм. Революционным прорывом в технологии явилось внедрение токосъёмных колец, в которых используются графитовые щётки в качестве контактов, что позволило обеспечить электрический и электронный контакт при непрерывном вращении детекторов и рентгеновской трубки.

в которой алгоритм обработки полученной информации базировался на полном

наборе данных от измерений в раме для реконструкции каждого среза, при спиральной технологии рама с рентгеновской трубкой и набором детекторов во время каждого оборота постоянно оказывается в различных положениях по отношению к столу. Поэтому для каждого положения рамы применяется интерполяция плоскости реконструкции от соответствующих ее соседних положений. Такой подход обеспечил получение изображений хорошего качества и практически реализовал преимущество ретроспективной реконструкции срезов для произвольных положений стола вместо ограничивающей необходимости привязки к фиксированным его смещениям. Пространственное разрешение при спиральном сканировании оказалось лучшим по сравнению с таковым при «пошаговом» исследовании

годов прошлого столетия тормозом спиральной технологии стало ограничение скорости, что

было связано с механическими проблемами, которые возникали при скорости вращения менее одного оборота в секунду, а также требованиями к рентгеновским трубкам по мощности. Малые по мощности рентгеновские трубки не обеспечивали достаточного потока рентгеновского излучения, что не позволяло получать хорошие отношения «сигнал/шум».
Следующим этапом усовершенствования спиральной технологии стала разработка параллельных измерений на различных уровнях тела при помощи одновременного использования нескольких рядов детекторов

MDCT or MSCT) технология позволила увеличить скорость объёмного сбора данных

пропорционально числу рядов детекторов. При таком подходе рентгеновская трубка даёт широкий пучок излучения, который попадает на несколько рядов детекторов. В таком случае вся мощность рентгеновского излучения используется одновременно несколько раз.

аппаратах для МСКТ сбор данных более не соответствует лучам, перпендикулярным

к оси сканирования. Поэтому понадобились новые алгоритмы реконструкции для обеспечения высокого качества изображений и устранения искажений

производители используют три различные конфигурации детекторов: «матричные» с одинаковой толщиной,

«адаптивные» с тонкими рядами в центре и более широкими по краям, а также «гибридные», в которых «матричные» детекторы сочетаются с тонкими рядами по центру и более широкими по периферии

генерирования рентгеновского излучения, прохождения его через объекты исследования и регистрации

энергии пучка после его выхода из объекта. Ослабление пучка внутри объекта происходит в результате взаимодействий на уровне атомов. При этом каждая молекула внутри объекта имеет некоторое поперечное сечение взаимодействия с каждым квантом рентгена. В результате этих взаимодействий поток рентгеновского излучения уменьшается в среднем на некоторую часть пропорционально расстоянию, которое он проходит внутри объекта. Закон прохождения излучения через вещество является обратной экспоненциальной функцией от пройденного расстояния и типа материала. Выражается он уравнением Ламперта-Бира: S = I exp(- ∑μi ti) ,
где S – интенсивность излучения после прохождения объекта, I – исходная интенсивность, μi - линейный коэффициент ослабления материала и t – расстояние, которое излучение прошло в данном материале.
КТ позволяет получить гораздо лучший относительный контраст между смежными тканями по сравнению с обычной рентгенографией. В КТ коэффициенты ослабления излучения в тканях представляются в единицах, которые пропорциональны коэффициентам ослабления воды и выражены в единицах Хаунсфилда (ЕХ- HU).
 

трубкой, производит измерения ослабления рентгеновского излучения. Каждое измерение является результатом

всех составных частей степени ослабления рентгеновского луча в теле пациента при его прохождении от рентгеновской трубки к детекторам. Все линейные измерения под различными углами за один оборот рамы собираются вместе и представляют собой так называемые «сырые данные» для реконструкции изображения. «Сырые данные» можно представить в виде изображений, но интерпретировать их невозможно. Поэтому для извлечения и вычисления данных с получением реального диагностического изображения разработаны алгоритмы реконструкции «сырых данных». Математический прием, который сделал КТ реконструкцию реально применимой на практике, называется фильтрованием обратной проекции. В зависимости от клинической задачи в алгоритмах реконструкции можно использовать различные ядра (кернели) для получения резких, чётких, либо сглаженных изображений.

находились в одной плоскости. В отличие от пошаговой, при спиральной

компьютерной томографии собираются объёмные данные сечений, а не отдельные сечения, что потребовало создания нового алгоритма реконструкции.

выше его скорость по отношению к коллимации детектора (питч), тем

больше измерения разделяются и выходят из одной плоскости. Для получения полного набора измерений для фильтрованной обратной проекции недостающие измерения получают путём усреднения ближайших собранных данных. Для этих целей используются два приема. Первый называется 360о линейной интерполяцией, когда берутся средние значения измерений через один оборот. Эта методика имеет недостаток в том, что смещение за один оборот может быть значительным и в случае существенного отличия структур могут появиться артефакты размытости или частичного объёма. Второй метод называется 180о линейной интерполяцией, в котором используется тот факт, что для каждого измеренного луча имеется дублирующее значение для интерполяции примерно через половину оборота. Поскольку в методике используются меньшие расстояния вдоль оси движения, она меньше подвержена артефактам размытости.

суммирование независимых рядов. Поэтому алгоритмы 360о ЛИ и 180о ЛИ

для однорядных спиральных томографов были успешно применены и для четырехрядных спиральных КТ систем.
Однако, по мере увеличения количества рядов детекторов до 8-16-32-64-256-320, появилась необходимость учитывать конусную форму рентгеновского пучка по отношению к рядам детекторов.

варианты или доработки алгоритмов нутации сечения. Примерами являются адаптивная мультипланарная

реконструкция (Siemens) и взвешенная реконструкция гиперплоскости (General Electric Health Care). Другие производители (Toshiba, Philips) для многослойного сканирования доработали алгоритм Фельдкампа – аппроксимированную трёхмерную свёртку с обратной проекцией для реконструкции, которая была вначале представлена для обычного последовательного сканирования. Однако такой подход требует значительных вычислительных мощностей и специального оборудования для получения приемлемого времени реконструкции. Разработка методик учёта конусности пучка в настоящее время является областью активных исследований.

Однако определить его и выразить количественно достаточно трудно. В клинической

практике качество изображения зачастую определяется субъективно, а не при помощи количественных показателей. Теоретически фундаментальными параметрами качественных характеристик оборудования являются такие параметры, как сигнал, разрешение, искажение и шум. Фирмы-производители обычно используют несколько количественных и объективных параметров для описания качества получаемого изображения: пространственное разрешение, разрешение по контрасту, временное разрешение, шум и артефакты. Эти параметры зависят от типа компьютерного томографа и с их помощью нередко оцениваются эксплуатационные характеристики оборудования.

коэффициенты ослабления рентгеновского луча с получением непрерывного электрического сигнала, который

отображает энергию потока рентгеновского излучения и дальше превращается в дискретные цифровые значения. Из набора таких измерений реконструируется цифровое изображение, которое представляет собой коэффициенты ослабления излучения в различных участках тканей. Изображение представляет собой набор пикселей (элементов изображения) и является обычно квадратной матрицей со стороной из 512 пикселей или более. При получении множества срезов и формировании объёмного набора данных трёхмерное изображение становится совокупностью вокселей (элементов объёма).

тканей на изображениях. Величина такого изменения характеризуется контрастом - отличием

тканей с одними значениями от окружающих их тканей, имеющих другие значения.
В процессе просмотра изображения сигнал связан с интенсивностью световых полей, которые видит врач. Динамический диапазон светового сигнала может иметь значения от «светлого» до «тёмного». Реконструированное изображение может содержать в себе сигналы, отличающиеся друг от друга на тысячу и более градаций серой шкалы. Человеческий глаз такого количества градаций серого цвета одновременно различить не в состоянии. В связи с этим в системах просмотра изображений предусмотрены такие регулировки как яркость, контрастность, а также «уровень» и «ширина» окна, позволяющие оптимально визуализировать различные органы и ткани.

изменения в величине сигнала. Пространственное разрешение выражается термином «полная ширина

на половине максимума» (ПШПМ - FWHM). Аналогично разрешение может определяться в домене частоты путём описания «функции переноса модуляции» (ФПМ - MTF), которая характеризует ослабление сигналов различных пространственных частот измерительной системой.
Пространственное разрешение по высокому контрасту определяет способность оборудования различать близко расположенные объекты или визуализировать мелкие детали. Пространственное разрешение внутри плоскости является разрешением по отношению к координатам x-y, а продольное (между плоскостями) – вдоль оси z. Разрешение внутри плоскости и продольное разрешение зависят от разных факторов. Обычно разрешение внутри плоскости бывает гораздо лучшим по сравнению с продольным разрешением. Однако при многослойной КТ продольное разрешение значительно улучшается и практически достигает таких же значений, как и разрешение внутри плоскости (изотропные изображения).
Пространственное разрешение внутри плоскости обычно выражается в количестве линейных пар на миллиметр и, как правило, составляет для КТ 0.5 – 2.0 пар линий на миллиметр. Контроль его качества проверяется непосредственно путём томографии специальных фантомов со штриховыми мишенями уменьшающихся размеров или с увеличивающейся пространственной частотой.

и методики реконструкции, которые в свою очередь находятся под влиянием

таких параметров, как размер фокусного пятна рентгеновской трубки, ширина детектора и дискретизация рентгеновского пучка. После сбора сырых данных на пространственное разрешение реконструированного КТ изображения могут оказывать влияние поле обзора или коэффициент увеличения. При использовании маленького поля обзора размер индивидуальных пикселей уменьшается, а пространственное разрешение КТ изображения внутри плоскости увеличивается.
Продольное пространственное разрешение обычно выражается как профиль чувствительности среза (ПЧС - SSP). Профиль чувствительности среза измеряется с использованием фантома с маленькими тонкими пластинками или проволоками. В отличие от «пошаговой» КТ при спиральной технологии профиль чувствительности среза расширяется ввиду движения стола при одновременном вращении рамы. Продольное пространственное разрешение обычно характеризуется двумя терминами: «полная ширина полумаксимума» (ПШПМ - FWHM) или «полная ширина на десятой части от максимума» (ПШДЧМ - FWTA).
Продольное разрешение становится всё более важным показателем ввиду увеличения объёмных трехмерных исследований. Если при «пошаговой» томографии продольное разрешение определяется в основном коллимацией рентгеновского пучка, то при спиральной или мультиспиральной технологии его зависимость становится более сложной и определяется рядом факторов, таких как скорость стола на оборот рамы (питч), алгоритм спиральной интерполяции, ширина и число рядов детекторов.

способность оборудования отличать объект низкого контраста от его фона. В

этом и заключается основное преимущество КТ по сравнению с обычной рентгенографией. Разрешение по низкому контрасту определяется с использованием фантомов, которые содержат объекты различных размеров с небольшими отличиями в значениях коэффициента ослабления. Все известные и наиболее распространённые методы определения разрешения системы по низкому контрасту основаны на субъективной оценке обнаружения объектов как раздельных. Поскольку различия между объектом и фоновым сигналом очень малы, в определении разрешения по низкому контрасту заметную роль играет шум. Многие факторы влияют на уровень шума. Это ток через трубку, напряжение на трубке, толщина среза и алгоритм реконструкции. Все они влияют и на разрешение по низкому контрасту. В дополнение к этим факторам также оказывают влияние размер объекта и окно при просмотре изображения. В КТ различия по контрасту между объектами обычно характеризуется коэффициентом линейного ослабления: 1% отличия в контрасте соответствует разнице в 10 единиц Хаунсфилда.

быстро изменяющиеся по времени сигналы. По мере совершенствования технологии КТ

временное разрешение непрерывно увеличивается с увеличением охвата объёма и скорости сканирования. Высокое временное разрешение особенно необходимо при визуализации подвижных структур (сердце, лёгкие) и в исследованиях с использованием контрастных веществ (КТ-ангиография, КТ-перфузия).

примеру, при движении пациента во время сбора данных, анатомические структуры

на реконструированных изображениях могут стать нечеткими, расплывчатыми или поменять свое истинное расположение. Неправильный сбор данных может привести к возникновению артефактов, которые могут не только привести к потере информации, но и дать ложные данные о состоянии органа или ткани. В некоторых случаях удаётся устранить или минимизировать ошибки путём дополнительной обработки изображений. Артефакты на изображениях могут возникать и при сбое в работе системы сбора данных и процессора реконструкции изображений. Такие артефакты в литературе известны как «машинные».

величины сигнала. Появление шума в изображениях предсказать и скорректировать нельзя.

Характеристикой, которая представляет наибольший интерес, является отношение среднего значения сигнала к стандартному отклонению или отношение «сигнал/шум». В клинической практике денситометрия проводится для характеристики состава тканей, таких как воздух, жир, вода и кальцификаты. Наличие высоких показателей стандартной девиации при измерении денситометрических показателей свидетельствует о зашумленности изображений и должна насторожить врача в плане получения ложных денситометрических показателей.
На уровень шума влияет множество параметров, таких как напряжение на рентгеновской трубке, ток через трубку, время экспонирования, эффективность детектора, толщина среза, скорость стола, тип интерполяции и алгоритм реконструкции. Уровень шума в изображении можно уменьшить путём увеличения напряжения на рентгеновской трубке и тока через трубку, но при этом возрастёт лучевая нагрузка на пациента. И наоборот, снижение лучевой нагрузки приведёт к увеличению шума и ухудшению разрешения по низкому контрасту. Например, уменьшение миллиампер в два раза увеличивает шум на 41%. Увеличение толщины срезов уменьшает шум, но за счёт снижения продольного разрешения. Алгоритм реконструкции со сглаживанием уменьшает шум, но при этом уменьшается и пространственное разрешение внутри среза. Эти взаимные влияния параметров должны быть хорошо понятны радиологу и рентгенлаборанту при разработке протоколов томографии и использовании алгоритмов реконструкции получаемых данных.

правило, ограничивается их просмотром в поперечной плоскости. В отличие от

«пошаговой», спиральная и мультиспиральная технологии томографии обеспечивают быстрый сбор объёма данных изображений с практически изотропным разрешением. В современных системах радиологи имеют возможность в любой момент перестроить (реформатировать) поперечные изображения в плоскости произвольной ориентации с использованием двухмерных или трёхмерных методик для получения необходимых проекций.

аксиальной плоскости, при анализе результатов исследования радиологи используют несколько основных

методик визуализации. К ним относятся двухмерная мультипланарная реконструкция – МПР (MPR), трёхмерная проекция максимальных интенсивностей – ПМИ (MIP), трехмерная проекция минимальных интенсивностей – ПМИНИ (MINIP) и трёхмерная визуализация объёма или объёмный рендеринг – ТВО (VRD).

методики проекций максимальной интенсивности (MIP). Изображения, полученные с применением метода

проекций максимальной интенсивности, получают путём создания плоскости, которая состоит из вокселей максимальных значений вдоль каждой серии параллельных лучей, спроектированных перпендикулярно к точке визуализации. Эта методика широко используется в тех случаях, когда исследуемая структура имеет больший коэффициент ослабление по сравнению со смежными тканями, например, кости или сосуды, содержащие контрастное вещество. В отличие от других методик визуализации объёма сохраняется информация об относительной плотности тканей с самым высоким коэффициентом ослабления. Однако методика MIP не обеспечивает получения глубинных сигналов. Недостатки этой методики обычно компенсируются вращением точек визуализации небольшими шагами. Вместо обработки всего объёма используется только объём интереса изображений в тонких слоях. Толщина слоя может регулироваться радиологом самостоятельно.

Визуализация и анализ изображений

методики проекций минимальной интенсивности (MINIP), когда трахея, бронхи и другие

структуры, содержащие воздух, выглядят на изображениях «тёмными». Методика MINIP может применяться для визуализации структур с самыми низкими показателями КТ чисел, таких как, например, бронхи, лёгочная ткань с эмфизематозными изменениями или толстый кишечник.

важное преимущество, которое заключается в том, что она использует набор

данных всего объёма. При этом все воксели суммируются, что дает возможность их визуализации в различных перспективах. В зависимости от клинической задачи изображениям может придаваться различная степень прозрачности, затенённости, яркости, цвета. В стандартных рабочих станциях эти параметры, как правило, оптимизированы и запрограммированы на отдельные кнопки, которые позволяют радиологу в любой момент выбирать нужную для визуализации задачу, нередко в сочетании с нужной анатомической областью.
Изображения в методике трехмерной визуализации объема обычно получают путём выбора внешнего положения наблюдателя по отношению к набору полученных данных.

распространённым типом представления данных. Данные объемной КТ, полученные из серии

последовательных поперечных изображений, могут рассматриваться как трёхмерный набор отдельных вокселей. Этот набор можно реконструировать как сечения в любой заданной плоскости с получением двухмерных MPR изображений. Обычно выбираются три перпендикулярные плоскости, которые дают корональные и сагиттальные MPR. Плоскости могут вращаться под любым углом для получения наклонных (косых) MPR. Мультипланарно-реконструированные изображения получать легко и они являются очень эффективными для визуализации анатомических структур, которые расположены перпендикулярно к плоскости x-y.

автоматически, данные могут также визуализироваться вдоль искривлённой поверхности. Изображения, реконструированные

по кривой поверхности, оказывают помощь в очерчивании искривлённых или слабо искривлённых структур, которые не располагаются в одной плоскости. Ограничениям методики MPR вдоль кривой поверхности является то, что представленная анатомия может выглядеть искажённой и не всегда пригодной для оценки, а также то, что неточный выбор кривой на эталонном изображении может вести к неправильной интерпретации оцениваемой структуры. Интерпретация таких изображений должна тщательно разрабатываться в соответствии с исходными трансаксиальными или стандартными MPR изображениями.

которой изображения получают с расходящимися лучами для моделирования перспективы эндоскопии.

При такой визуализации структуры, расположенные ближе к наблюдателю, выглядят увеличенными сравнительно с более удалёнными структурами, что фактически является виртуальной эндоскопией. Перспективная визуализация применяется для изучения анатомических структур, которые поддаются эндоскопии. К ним относятся: желудочно-кишечный тракт, дыхательные пути и кровеносные сосуды. Функции цвета и затемнения выбираются для очерчивания стенок просвета с сохранением прозрачности внутренних структур. Смещение вдоль выбранной анатомической структуры может имитировать виртуальный «пролёт». Несмотря на то, что виртуальная эндоскопия достаточно трудоёмка для радиолога, её новые технические усовершенствования становятся из года в год всё более востребованными в клинической практике.

diagnostics) в рентгенодиагностике и маммографии с большим или меньшим успехом,

применяется уже в течение многих лет. Значительные достижения в совершенствовании компьютеров и методов обработки получаемых данных сделали средства анализа изображений более доступными. Некоторые разработанные возможности включаются как стандартные в программное обеспечение рабочих станциях (например, подсчет количества кальция в коронарных артериях). Несмотря на то, что все разработки в области компьютерной диагностики ещё нужно внедрять в повседневную практику метод даёт многообещающие результаты при поиске и измерении объёма узлов в лёгких, а также автоматизированного выявления полипов в толстом кишечнике.

фокусе анода рентгеновской трубки, коллимируется для уменьшения облучения пациента, получения

заданных профилей срезов изображений и защиты детектора от рассеянного излучения. Коллимация может иметь различные конфигурации в зависимости от типа аппарата, но её основные функции во всех системах одни и те же. Коллиматоры располагаются в двух точках внутри рамы: около рентгеновской трубки (коллиматор пучка до входа в пациента) и около детектора (коллиматор пучка после выхода из пациента). Первый коллиматор используется для придания формы рентгеновскому пучку. Он состоит из двух основных частей: фиксированного коллиматора, который определяет веерную форму пучка в поперечной плоскости и регулируемого коллиматора для установки необходимой толщины пучка в продольной плоскости. Эта толщина пучка в клинических протоколах зачастую называется размером коллимации. Например, в аппарате с 64 срезами, для конфигурации детектора 64 х 0.5 мм, коллимация пучка составляет 32 мм, в то время как в аппарате с 16 срезами, для конфигурации детектора 16 х 1 мм коллимация пучка составляет 16 мм.

детектора и служат для ослабления рассеянного излучения. В идеальном случае

коллиматор должен обеспечивать получение профиля среза прямоугольной формы, однако реально профиль коллимированного пучка имеет трапецеидальную форму из-за эффекта полутени.
Тень представляет собой часть детектора, на которую рентгеновское излучение попадает из всей области фокального пятна. Полутень - область, на которую излучение попадает только от части фокального пятна. В однослойном компьютерном томографе весь трапецеидальный коллимированный рентгеновский пучок вносит вклад в сигнал детектора, а толщина среза определяется как полная ширина полумаксимума трапеции (ПШПМТ - FWHMT). В многослойном аппарате, однако, только чисто теневая часть даёт вклад в сигнал постоянной амплитуды для всех использованных элементов детектора, поскольку область полутени имеет различную интенсивность излучения в пространстве. Область полутени исключается из сбора данных и только вносит вклад в лучевую нагрузку. Поэтому облучение в аппаратах для многослойной компьютерной томографии больше, чем в однослойных системах. Относительный вклад области полутени уменьшается с увеличением толщины пучка. Поэтому, например, компьютерный томограф с 64 срезами превосходит аналог с 4 срезами по эффективности использования коллимированного пучка.

перемещения стола является важным параметром, который тесно связан с качеством

изображения, лучевой нагрузкой, временем сканирования и объёмом охвата области интереса. В многослойной компьютерной томографии с большим охватом широкого рентгеновского пучка используется более быстрое движение стола за один оборот рентгеновской трубки. Питч является основным параметром, который используется для характеристики движения стола. Питч представляет собой расстояние смещения стола за один оборот рентгеновской трубки в 360о, поделенное на ширину коллимации рентгеновского пучка. Если скорость стола и коллимация пучка одинаковы, то питч равен 1. Если скорость стола меньше коллимации пучка, питч меньше единицы. При этом происходит перекрывание срезов. Перекрывание увеличивается с уменьшением значения питч-фактора. Так, например, на четырёхсрезовом томографе коллимация 4 × 1.0 мм и смещение стола 6 мм на оборот дают питч 6 : (4 × 1) = 6 : 4 = 1.5. На аппарате с 64 слоями детекторов при коллимации 64 × 0.5 мм и смещении стола на 48 мм за оборот питч равен 48 : (64 × 0.5) = 48 : 32 = 1.5.
Необходимо отметить, что в многослойных компьютерных томографах питч иногда определяется с использованием размера диафрагмы детектора в качестве знаменателя вместо ширины рентгеновского пучка. Значение питч-фактора при таком определении (называется питч детектора) соответствует оригинальному определению питч-фактора (называется питч пучка), умноженному на количество рядов детектора: например, в 16 - срезовом КТ питч детектора 16 соответствует питчу луча 1.

детектора, четко не отражает степень перекрывания смежных срезов и не

является полезным в плане влияния на лучевую нагрузку и качество изображений. Поэтому в большинстве случаев необходимо использовать оригинальное определение питч-фактора (питч пучка).
В односпиральной КТ влияние питч-фактора более значимо, чем в многослойной технологии. Частично из-за того, что использование большого значения питч-фактора является решающим моментом в компенсации ограниченной протяженности томографии. Большие значения питч-фактора в однослойной КТ позволяют быстрее выполнять сканирование и снижают лучевую нагрузку на пациента. Шум в изображении при однослойной КТ не зависит от значения питч-фактора в том случае, если ток, проходящий через рентгеновскую трубку, на протяжении всего времени сканирования имеет постоянное значение.
В системах для многослойной КТ питч-фактор меньше влияет на качество изображения, чем в аппаратах для однослойной томографии, однако его связь с качеством изображения, возникновением артефактов и лучевой нагрузкой достаточно сложна и противоречива. Оптимальный выбор значения питч-фактора может зависеть от конфигурации детектора и схем интерполяции данных КТ проекций. Некоторые производители рекомендуют использовать набор фиксированных значений питч-фактора, в то время как другие поддерживают гибкий выбор этих значений. В общем, при больших значениях питч-фактора продольное разрешение ухудшается ввиду расширения профиля сечения. При малых значениях питч-фактора продольное разрешение улучшается, но при этом требуется большая мощность излучения для поддержания нормального отношения «сигнал/шум». Этот компромисс между качеством изображения и мощностью излучения всегда должен учитываться при выборе значения питч-фактора для каждого конкретного протокола. На практике обычно используются значения питч-фактора от 1 до 2, как в однослойной, так и в многослойной КТ. Исключением являются исследования сердца, требующие низких значений питч-фактора для томографии с перекрыванием.

критичным для оптимизации лучевой нагрузки и качества изображения. Уменьшение напряжения

на трубке при постоянном значении тока или наоборот уменьшает выходную мощность трубки и, естественно, лучевую нагрузку на пациента. Однако чрезмерное уменьшение напряжения может привести к заметному увеличению ослабления рентгеновского излучения в тканях и, соответственно, увеличению шума на изображениях, особенно у крупных пациентов. Обычно КТ тела для взрослых пациентов выполняется при 120 – 140 кВ. Для уменьшения лучевой нагрузки на детей общепринятым является напряжение 80 кВ.
По сравнению с напряжением выбор тока через трубку является более гибким и обычно находится в пределах 20 мА – 800 мА. Изменение тока через трубку или времени оборота трубки вместо изменения напряжения является самым распространённым практическим подходом для регулирования мощности излучения. При этом, если толщина среза остаётся неизменной, увеличение питч-фактора при постоянном значении тока через трубку уменьшает лучевую нагрузку и увеличивает уровень шума в изображении. Для поддержания уровня шума на постоянном уровне при более высоком значении питч-фактора ток через трубку необходимо увеличивать.

Фильтрование производится при помощи ядер свёртки (кернелей или алгоритмов реконструкции),

которые регулируют резкость отдельных частей изображения относительно фонового шума. Этот компромисс обусловлен тем, что происходят небольшие произвольные флуктуации потока рентгеновского излучения с высокочастотными составляющими, в то время как выходной сигнал детектора ограничен частотой диафрагмы детектора. Усиление сигнала обычно является меньшим по сравнению с усилением шума. Поэтому отношение «сигнал/шум» падает по мере визуализации большего количества деталей. Алгоритмы реконструкции высокого разрешения для костей или легких дают более высокое пространственное разрешение, но при значительном увеличении шума в изображениях. Ядра реконструкции низкого разрешения (для мягких тканей или для сглаживания) уменьшают уровень шума в изображении, но также уменьшают и пространственное разрешение. При реконструкции изображений радиолог должен выбрать такой алгоритм, который будет оптимальным для решения конкретной клинической задачи. В современных аппаратах, реконструирующих изображения за считанные секунды, используются несколько различных алгоритмов реконструкции одновременно.

многослойной технологий последовательный или «пошаговый» режим томографии продолжает использоваться в

клинической практике. К таким задачам можно отнести необходимость мониторирования динамики контрастного усиления гемангиом печени, изучение перфузии головного мозга и внутренних органов, интервенционные процедуры под контролем КТ, подсчет кальция в коронарных артериях с ЭКГ синхронизацией. При этом, компьютерные томограммы повторяются в одном и том же положении стола, через определённые промежутки времени. Количество полученных срезов будет зависеть от количества активных секций детекторов. Путём объединения сигналов от детекторов отдельных секций во время реконструкции изображений количество изображений на один оборот трубки может быть уменьшено, а толщина среза увеличена. Так, например, при коллимации 0.5 мм на 16-срезовом аппарате можно получить 16 изображений с толщиной среза 0.5 мм, 8 изображений с толщиной срезов 1.0 мм или 2 изображения с толщиной среза 4.0 мм. Этот компромисс между количеством и толщиной срезов изображений полностью применим и к спиральному сканированию.

количественного анализа, который будет выполняться радиологом. Изображения с тонкими срезами

дают больше анатомических деталей, но при этом для сбора данных и анализа полученных изображений потребуется значительно больше времени. Кроме того, в изображениях с более тонкими срезами, уровень шума больше. Обычно для рутинных исследований используется толщина среза 5 мм. Для трёхмерной реконструкции при выполнении КТА или томографии поиска и мониторинга мелких узелков в легких применяется толщина среза 1 – 2 мм. Для анализа мягких бляшек в коронарных артериях, а также изучения структур височной кости требуется выбирать максимально тонкие срезы толщиной 0.4 – 0.6 мм.
При «пошаговой» томографии толщина срезов или продольное разрешение изображений определяется коллимацией рентгеновского пучка. Для спиральной и многослойной КТ толщина среза увеличивается с увеличением значений питч-фактора. Ввиду этого значение питч-фактора обычно ограничивается значением меньшим двух. Несмотря на то, что узкая коллимация пучка с большим значением питч-фактора может обеспечить тот же охват области интереса, что и широкая коллимация с низким значением питч-фактора, первый режим является более предпочтительным для уменьшения толщины среза по сравнению с последним.
Для увеличения охвата области интереса при односрезовой спиральной КТ толщина среза может быть увеличена за счёт использования широкой коллимации и большого значения питч-фактора. Для компенсации увеличившейся толщины сечения может использоваться малый интервал реконструкции для получения перекрывающихся сечений. Изображения, реконструированные с использованием перекрывания, улучшают трёхмерное представление волюметрических данных. При уменьшении толщины срезов уменьшаются и ступенчатые артефакты.
При многослойной КТ спиральные данные, которые собираются во время одного оборота трубки, могут давать изображения с различной толщиной среза. Однако толщина срезов не может стать меньше ширины коллимации детектора, которая используется во время проведения томографии. Например, при сборе данных на 16-срезовом аппарате с коллимацией 16 х 0.5 мм можно получить изображения с различной толщиной срезов: 0.5, 1.0, 1.5, 2.0, 3.0, 4.0, 5.0 мм и т.д. При использовании больших значений толщины среза количество изображений, которые можно реконструировать, уменьшается. Уменьшается также и шум в изображениях. Возможности
реконструкции при мультиспиральной КТ позволяют получать тонкие срезы из одного и того же набора данных.

Закон «О защите человека от воздействия ионизирующего излучения», согласно которому

основная дозовая граница индивидуального облучения населения не должна превышать 1 миллизиверта (мЗв) эфективной дозы облучения за год. Для США соответствующее значение составляет 3 мЗв, а для Германии 2,4 мЗв в год. В обязанности радиологов, наряду с мерами по максимальному снижению лучевых нагрузок при медицинских процедурах, входит регистрация полученных пациентом доз и предоставление по его требованию полной и прозрачной информации об ожидаемой или полученной лучевой нагрузке.
Компьютерная томография привносит самую большую однократную лучевую нагрузку для населения, связанную с медицинскими исследованиями. Каждый радиолог прекрасно знает, что недостаточная мощность рентгеновского излучения приводит к увеличению уровня шума и ухудшению качества изображений. Низкокачественные «зашумленные» томограммы могут стать источником неверной диагностики и нередко поводом для повторного исследования. С другой стороны увеличение мощности излучения выше определённого уровня не улучшает диагностическую ценность изображений, а только приводит к увеличению лучевой нагрузки на пациента. Поэтому каждый протокол исследования должен представлять собой компромисс между мощностью рентгеновского излучения и качеством, полученного изображения.

затрудняет сравнение опубликованных в литературе доз при различных КТ исследованиях.

Экспозиционная доза излучения (ЭДИ) является основной количественной характеристикой в дозиметрии излучения и соотносится с количеством ионизации, которая производится рентгеновским лучом в единице массы воздуха. Она измеряется в кулонах на килограмм или рентгенах (1 Рентген = 2.58 × 10-4 К/кг). В результате облучения часть излучения поглощается в теле пациента. Поглощенная доза излучения (ПДИ) измеряется в радах или грэях (1 рад = 10 мГр). Необходимо отметить, что термин мощность излучения связан с излучением источника и представляет собой установленную величину, в то время как лучевая нагрузка – это термин, связанный с телом пациента, и вычисляется он из мощности излучения с использованием коэффициента преобразования. К сожалению, термины мощность излучения и лучевая нагрузка очень часто путаются. Коэффициент преобразования для вычисления лучевой нагрузки из мощности дозы зависит от типа поглощающего материала (например, воздух, мягкая ткань, кость) и его расположения внутри объекта, который подвергается облучению.

радиационному поражению. Поэтому эквивалентная или эффективная доза (ЭФДИ) в ткани

является произведением типа ткани и коэффициента взвешивания излучения. Коэффициент взвешивания для рентгеновского излучения почти равен единице, поэтому эквивалентная доза имеет, практически, то же значение, что и поглощённая доза и измеряется в миллизивертах или ремах (10 мЗв = 1 рем). Эффективная доза вычисляется путём суммирования поглощённых доз в отдельных органах, взвешенных по своей чувствительности к излучению. Эффективная доза оценивает дозу для всего тела, такую, которая понадобится для создания одинакового риска с дозой для части тела, доставленной в ходе локализованной радиологической процедуры. Эффективная доза является полезной для оценки и сравнения потенциального биологического риска от конкретного радиологического исследования. Она позволяет провести сравнение измерения с другими типами облучения всего тела, такими, например, как естественное фоновое облучение.

в КТ (ПДКТ - CTDI), который представляет собой поглощённую дозу

излучения в специальном фантоме и измеряется в грэях или радах. Имеются три производные ПДКТ: CTDI100, CTDIW и CTDIvol.
CTDI100 представляет дозу излучения, измеренную при помощи ионизационной камеры с длиной 100 мм. Ионизационная камера помещается в цилиндрический полиметилметакрилатный (плексиглас) фантом для головы (диаметр 16 см) или для тела (диаметр 32 см) для измерения дозы от одного поперечного сканирования по длине 100 мм.
Поскольку измерения доз в центре фантома и на его периферии являются различными, вычисляется взвешенное среднее от CTDI100 путём добавления 1/3 от значения в центре и 2/3 от значений по периферии. Это взвешенное измерение дозы преобразуется во взвешенную дозу излучения (CTDIW) путём умножения на коэффициент поглощения (33.7 Гр/К/кг или 0.87 рад/Р).

срез, а определенный объем интереса. Доза для каждого конкретного среза

увеличивается в результате вклада от смежных срезов. Кумулятивная или волюметрическая доза излучения непосредственно связана с пространственным разделением последовательных сканирований. Для учёта явления перекрывания срезов вводится объёмный индекс CTDIvol, который получают из CTDIW. Перекрывание между смежными сечениями зависит от движения стола во время сканирования и описывается при помощи питч-фактора. Если смещение стола меньше коллимации пучка, питч-фактор меньше единицы. При этом происходит перекрывание. По мере уменьшения значения питч-фактора перекрывание увеличивается. Перекрывающиеся срезы или спиральное сканирование со значением питч-фактора меньше единицы ведёт к увеличению CTDIvol по сравнению с не перекрывающимися срезами. Поэтому CTDIvol соответствует CTDIW/питч. Единицей измерения CTDIvol является грэй. В настоящее время CTDIvol служит самой предпочтительной формой измерения дозы облучения (лучевой нагрузки) в КТ. Именно ее значения отражаются в протоколах дозиметрии в современных компьютерных томографах.

«пошаговых» срезов. Для устранения этого ограничения было введено произведение дозы

на длину (DLP) (DLP = CTDIvol × длину сканирования). DLP представляет собой интегрированную дозу облучения (ИДО) для конкретного КТ иследования и выражается в мГр × см. Из DLP можно рассчитать эффективную дозу для типичных областей тела с использованием коэффициента преобразования (мЗв/мГр/см), который зависит от взвешенных по риску факторов для органа. Эффективная доза для КТ может быть оценена с использованием распределения доз для конкретной геометрии компьютерного томографа и качества пучка, что в свою очередь зависит от тока трубки, напряжения, объёма томографии и величины питч-фактора.

фонового излучения

трубке, тока через трубку, питч-фактора, времени сканирования и диапазона томографии.

Уменьшение напряжения на трубке при постоянном токе через неё или уменьшение тока при постоянном напряжении снижает выходную мощность рентгеновского излучения и, следовательно, лучевую нагрузку на пациента. Более практичным способом уменьшения лучевой нагрузки является уменьшение тока через трубку при постоянном напряжении или времени оборота. Доза облучения и шум в изображении зависят от произведения тока через трубку на скорость вращения трубки. Доза облучения при спиральной КТ зависит от значения питч-фактора. Для однослойных аппаратов доза облучения и длительность сканирования уменьшаются пропорционально с увеличением значения питч-фактора при постоянном напряжении и токе трубки. Для многослойных аппаратов соотношение между питч-фактором и дозой облучения не всегда является линейным. Зачастую ток трубки увеличивают для компенсации увеличения шума при повышенных значениях питч-фактора. Поэтому увеличение значения питч-фактора не прямо ведёт к уменьшению дозы облучения. При постоянных уровнях шума в изображении использование эффективного тока через трубку приводит к независимости эффективной дозы от значения питч-фактора.

сканирования. Параметры должны обеспечивать получение изображений диагностического качества при использовании

минимальной мощности излучения в соответствии с международным принципом ALARA («настолько малым, насколько это оправдано»). Параметры сканирования должны быть адаптированы к размерам пациента и анатомическому региону. Дети должны обследоваться в максимально щадящих условиях, с гораздо более низкой мощностью излучения. Общим подходом для снижения лучевой нагрузки является уменьшение напряжения и/или тока рентгеновской трубки. Уменьшение напряжения со 120 кВ до 80 кВ может давать уменьшение мощности излучения на 70% для заданного тока трубки, однако напряжение 80 кВ применимо только для исследований детей и является недостаточным для обеспечения нормальной проникающей способности рентгеновского излучения у взрослых пациентов. Масса тела у детей должна обязательно учитываться при составлении оптимизированных протоколов исследования детей.

головы к ногам. Поэтому ток через трубку может изменяться от

среза к срезу для оптимизации лучевой нагрузки в каждой области тела. Такой подход используется в современных КТ системах и называется методикой модуляции тока трубки в зависимости от индивидуальных анатомических особенностей. В настоящее время имеется несколько различных способов определения модуляции тока через трубку. Модуляция может основываться на ослаблении для каждого региона тела пациента «стандартного размера», на установленном радиологом значении показателя шума и диапазона допустимых значений тока через трубку или на качестве эталонного изображения. Самые современные типы модулирования тока через трубку сочетают угловую и продольную модуляцию. Уменьшение мощности излучения может вести к увеличению шума в изображении и ухудшению его качества. Одним из способов для улучшения качества изображения при низкодозной КТ является использование методики вторичной обработки, с использованием фильтров снижения шума.

выполняющихся под контролем КТ. В связи с этим крайне важной

задачей для рентгенолога является не только строгий контроль за облучением пациентов, но и контроль за соблюдением радиационной безопасности персоналом в процедурной КТ.