М а т и а с П р о к о п М и х а э л ь Г а л а н с к и

С п и р а л ь н а я и м н о г о с л о й н а я к о м п ь ю т е р н а я т о м о г р а ф и я

Учебное п о с о б и е

В двух томах

Том 1

Перевод с английского

Под редакцией А.В.Зубарева, Ш.Ш.Шотемора

Рекомендуется Учебно�методическим объединением по медицинскому и фармацевтическому образованию вузов в качестве учебного пособия для системы послевузовского образования врачей

ф М о с к в а М о с к в а «МЕД п р е с с �информ» 2 0 0 6

УДК 616�073.756.8

ББК 53.6

П78

Все права защищены. Никакая часть данной книги не может быть воспроизведена

в любой форме и любыми средствами без письменного разрешения владельцев авторских

прав.

Рецензенты: В . А . С а н д р и к о в — заместитель директора по научной работе Рос. научного центра хирургии им. Б.В.Петровского РАМН, зав. кафедрой Ф П П О им. И.М.Сеченова, чл.'корр. РАМН, проф.; М . Ю . В а л ь к о в — зав. кафедрой лучевой диагностики и лучевой терапии Северного государственного мед. университета (г. Архангельск), докт. мед. наук

Перевод с английского: Ш.Ш.Шотемор

Прокоп М. П78 Спиральная и многослойная компьютерная томография : Учебн. пособие : В 2 т. /

Матиас Прокоп, Михаэль Галански ; Пер. с англ. ; Под ред. А.В.Зубарева, Ш .Ш .Ш о�

темора. — М. : М ЕДпресс�информ, 2006. — Т. 1. — 416 с. : ил.

IS B N 5�98322�188�4

IS B N 5�98322�189�2 (т. 1)

Быстрое развитие техники компьютерной томографии (КХ), в том числе внедрение спи-рального сканирования, требует от начинающих радиологов изучения ее методов, а от спе-циалистов в этой области — освоения новых возможностей ее применения при различных заболеваниях. Эти задачи поможет решать получившее широкое признание настоящее руко-водство по спиральной и многослойной компьютерной томографии, в котором содержатся подробные сведения по КТ'анатомии, необходимые для правильной диагностической оцен-ки изображений, освещены новые или улучшенные приложения КТ, такие как кардиальная КТ и КТ'ангиография.

Для радиологов, занимающихся вопросами КТ'диагностики, а также для врачей'ордина-торов, интернов и студентов медицинских вузов, интересующихся проблемами современной компьютерной томографии.

УДК 616�073.756.8

ББК 53.6

I S B N 3�13�116481�6 (нем.) I S B N 0�86577�870�1 (англ.) I S B N 5�98322�188�4 (рус.) I S B N 5�98322�189�2 (т. 1)

© 2003 Georg Thieme Verlag, Thieme New York

© Издание на русском языке, перевод на русский язык. Оформление, оригинал�макет. Издательство «МЕДпресс�информ», 2006

Содержание Принципы компьютерной томографии, спиральной компьютерной томографии и многослойной спиральной компьютерной томографии

11

Обработка изображений и их отображение на дисплее

55

Подготовка пациента и применение контрастных средств

93

Оптимизация техники сканирования 119

Доза излучения и качество изображений

143

Интервенционные процедуры, сопровождаемые компьютерной томографией

173

Анализ изображений 201

Сердце 239

Сосудистая система 309

Список сокращений

180° LI алгоритм линейной интерполяции N количество рядов детектора 180° Р питч

180° MLI алгоритм многослойной линей- р . объемный питч ной интерполяции 180° PACS система архивирования и связи

2D двумерный RAM оперативная память 360° LI алгоритм линейной интерполяции RBF регионарный кровоток

360° RBV регионарный объем крови 360° MLI алгоритм многослойной линей- RFOV поле обзора реконструкции

ной интерполяции 360° RG алгоритм области роста 3D трехмерный RI интервал реконструкции 4D четырехмерный ROI область интереса CPR переформатирование в искрив- RR интервал между двумя последова-

ленных плоскостях тельными зубцами R электро-CTDI индекс КТ'дозы кардиограммы CTDIV0| объемный индекс КТ'дозы RT время ротации трубки CTDIW взвешенный индекс КТ'дозы SC коллимация среза CVS объемный индекс коронарного SFOV поле обзора сканирования

кальция SSD дисплей оттененных поверхностей D задержка начала сканирования SSP профиль чувствительности слоя

после начала инъекции контрас- SW эффективная толщина слоя (ши-тного средства рина среза)

DAS система сбора данных TF шаг стола за одну полную рота-DFOV поле обзора дисплея цию трубки DLP произведение дозы на длину ска- TS скорость стола

нирования (тотальная доза за ТТР время до пика (контрастирова-сканирование) ния)

DX задержка между достижением за- V объем вводимого контрастного данного (для запуска сканирова- средства ния) уровня контрастирования и VOI объем интереса запуском сканирования VRT (VR) техника представления объема

E эффективная доза (радиационный (объемное представление) риск) W/L ширина окна/уровень окна

F скорость введения контрастного WS алгоритм водораздела средства

FOV поле обзора АВМ артерио'венозные мальформации FWHM полная ширина среза на уровне АГ ангиография

полумаксимума АКВШ аорто'коронарное венозное шун-FWTA ширина среза на 1/10 площади тирование G E компания «General Electrics' АХЭ ацетилхолинэстераза MinIP проекция минимальных интен' ВПВ верхняя полая вена

сивностей ВРКТ компьютерная томография с вы-M IP проекция максимальных интен' соким разрешением

сивностей ВСА внутренняя сонная артерия miP проекция минимальных интен' ГЦР гепатоцеллюлярный рак

сивностей д м ж п дефект межжелудочковой перего-MTT среднее время транзита родки

Список сокращений

нефропатия, вызванная контраст-ными средствами

нижняя полая вена открытый артериальный проток однофотонная эмиссионная ком-

пьютерная томография правая венечная артерия правый желудочек предсердно'желудочковый правый желудочек с двойным от-

током

первичная легочная гипертензия путь оттока правого желудочка правое предсердие позитронная эмиссионная томо-

графия спиральная компьютерная томо-

графия стеноз почечных артерий тромбоз глубоких вен транзиторная ишемическая атака тонкоигольная игловая аспираци'

онная биопсия транспозиция магистральных со-

судов тромбоэмболия легочной артерии ультразвуковое исследование ушко левого предсердия ушко правого предсердия хроническая тромбоэмболическая

легочная гипертензия цифровая субтракционная анги-

ография частота сердечных сокращений электрокардиография электронно'лучевая КТ

ДМПП дефект межпредсердной перего' НВКС родки

Ед. X единицы Хаунсфилда НПВ ЗНА задняя нисходящая венечная ар' ОАП

терия ОФЭК. Т ЗСЛЖ задняя стенка левого желудочка ИБС ишемическая болезнь сердца ПВА ИКК индекс коронарного кальция ПЖ кВ киловольт ПЖ'ККТ кардиальная компьютерная то' ПЖДО

мография КМРА MP'ангиография с внутривенным ПЛГ

контрастированием препарата' ПОПЖ мигадолиния ПП

КС контрастное средство ПЭТ КТ компьютерная томография КТА компьютерно'томографическая СКТ

ангиография КТАП компьютерно'томографическая СПА

артериопортография ТГВ КТП КТ перфузионная ТИА ЛВА левая венечная артерия ТИАБ ЛЖ левый желудочек ЛОА левая огибающая венечная арте' ТМ С

рич ЛП левое предсердие ТЭЛА ЛПН левая передняя нисходящая ве' УЗИ

нечная артерия УЛП мАс миллиамперсекунды УПП мГр милли грей ХТЭЛГ МПР многоплоскостные реформации

(переформатирования) ЦСА МРА магнитно'резонансная ангиогра-

фия ЧСС МРТ магнитно'резонансная томография ЭКГ МСКТ многослойная спиральная ком' ЭЛКТ

пьютерная томография

Предисловие

Хотя завершается уже третье десятилетие в истории компьютерной томографии, этот ме-тод продолжает динамично развиваться. Бы-строе развитие техники КТ потребовало от ра-диологов изменить протоколы сканирования, предназначенные для различных органов и применяемые при различных заболеваниях, чтобы наиболее полно использовать возмож-ности 4', 8� и 16'слойныхтомографов. Никог-да еще за эти десятилетия компьютерные то-мографы, используемые в клинической прак-тике, так сильно не отличались по своим воз-можностям. Новые применения компьютер-ных томографов, которые стали возможны вследствие технических усовершенствований последних лет, предъявляют дальнейшие тре-бования к радиологам. Среди новейших и наи-более динамично развивающихся областей в практике компьютерной томографии находят-ся КТ'ангиография, кардиальная КТ, а также технология послеобработки.

Еще больших усилий, чем внедрение быст-ро развивающейся техники и приложений КТ, потребовал процесс практического освоения КТ всего тела врачами, которые проходят об-учение в ординатуре. Когда я в роли ординато-ра выполнил свою первую КТ в 1990 г., она бы-ла уже «зрелым методом». Мы выполняли тог-да сканирование почти всех областей тела с непрерывными срезами толщиной 10 мм, не-зависимо от анатомической области или подо-зреваемого заболевания. Мое обучение было сконцентрировано на освоении анатомии по-перечных срезов, КТ'симптоматике патологи-ческих процессов и дифференциальной диаг-ностике. И хотя эти вопросы остаются крае-угольными камнями обучения КТ, сегодня приходится изучать гораздо больше.

Книга Матиаса Прокопа, Михаэля Галан-ски, Арта ван дер Молена и Корнелии Шеф'фер'Прокоп поможет изучающим диагности-ческую радиологию ординаторам приобрести знания в области КТ, достаточные для того, чтобы заниматься практикой на самом высо-ком уровне. Авторы книги являются специа-листами по КТ, утвердившими свою репута-цию, приняв путь технического развития спи-ральной и многослойной КТ и используя их для совершенствования существующих и соз-дания новых приложений.

В этом удобном для изучения, богато ил-люстрированном, исчерпывающем и совре-менном пособии замечателен баланс между техникой КТ и интерпретацией изображений. Авторы включили в книгу клинически важные вопросы КТ'анатомии, адаптированные к анатомии и заболеваниям методики исследо-вания при использовании однослойных, 4'слойных и 16'слойных томографов, прояв-ления заболеваний в КТ'изображении и ин-терпретацию последних и уделили особое вни-мание новым и передовым приложениям, та-ким как КТ'ангиография и кардиальная КТ.

И те, кто только изучают КТ, и опытные ра-диологи'практики, которые хотят обновить свои знания, получат большую пользу от этого выдающегося руководства.

G.D.Rubin, доктор медицины

Медицинский факультет Стэнфордского университета

Стэнфорд, Калифорния

Вступление

С появлением спирального сканирования, а потом и многослойной КТ стали очевидны-ми быстрый технический прогресс и растущее количество новых применений компьютерной томографии. Новые технологии позволили КТ отстоять ведущие позиции среди послойных методов визуализации как метода выбора во многих клинических ситуациях. В частности, многослойная техника сканирования преобра-зовала КТ, превратив ее из метода получения аксиальных срезов в метод создания трехмер-ных изображений.

Техническое развитие метода обеспечило значительное увеличение диагностических возможностей, улучшило точность и диагнос-тическую достоверность КТ. Многие показа-ния к обычной проекционной рентгеногра-фии перешли к компьютерной томографии. Среди них диагностика заболеваний желу-дочно'кишечного тракта, томография скеле-та и большинство внутриартериальных анги'ографических процедур. Усовершенствован-ные возможности трехмерных изображений позволили более эффективно сопровождать хирургические и интервенционные процеду-ры и революционизировали пути исследова-ния патологических процессов.

В то же время исследования стали более сложными и предъявляют больше требований к тем, кто их проводит. Выросло количество регулируемых параметров, и для получения оптимальных результатов исследование каж-дой системы органов должно быть тщательно приспособлено к клинической задаче. Появи-лись новые виды артефактов. Повышенное внимание привлекло к себе воздействие иони-зирующего излучения, так как новая техника несет в себе возможности и снижения дозы, и ее значительного повышения. Знание фунда-ментальных принципов получения изображе-ний является основой индивидуального под-хода к каждому пациенту.

На этом фоне возникла необходимость в но-вой книге по КТтела, которая отдавала бы дол-жное новым перспективам и требованиям, от-ражала современное состояние техники спи-ральной и многослойной КТ, не пренебрегая в то же время накопленным в течение десятиле-тий опытом анализа изображений. Эта книга отражает состояние наших знаний к моменту ее издания, включая технику сканирования на 16'слойных томографах*. Большую часть ее за-нимает изложение технических принципов и интерпретации изображений. Они являются предпосылкой для использования всех пре-имуществ этой техники и одновременно пред-отвращают ошибки. Предлагаемые параметры сканирования представляют компромисс меж-ду качеством изображения, диагностическим выходом и радиационной экспозицией.

КТ'анатомия сведена к наиболее важным чертам, необходимым для правильной диаг-ностической оценки изображений. Особый акцент сделан на выборе методики исследова-ния в зависимости от органа и клинических показаний, а также на критериях интерпрета-ции и специфических патологических измене-ниях. Освещены новые или улучшенные при-ложения КТ, такие как кардиальная КТ и КТ'ангиография.

КТ со времени ее появления стала крае-угольным камнем радиологии. Мы считаем, что концепция этого руководства с акцентами на диагностические и технические аспекты от-дает должное будущим проблемам нашей дис-циплины. Мы надеемся, что книга внесет вклад в лучшее понимание этого мощного ин-теллектуально стимулируемого метода и ста-нет постоянным спутником радиологов в их повседневной работе.

М. Prokop M.Galanski

C.Schaefer' Prokop A.J. van der Molen

* Оригинальное издание к н и г и о т н о с и т с я к 2003

году. � Примеч. ред.

Предисловие к русскому изданию

Несмотря на почти уже 30 лет использова-ния рентгеновской компьютерной томогра-фии в России, современного фундаментально-го руководства по применению этой чрезвы-чайно информативной и важной технологии медицинской визуализации на русском языке нет. Выходившие в разные годы отдельные книги по рентгеновской компьютерной томо-графии, за исключением, пожалуй, области головы, ориентированы на диагностические возможности уже устаревших компьютерных технологий и мало соответствуют требованиям сегодняшнего дня. Вместе с тем переоснаще-ние парка КТ'томографов в нашей стране и появление в медицинских учреждениях новых спиральных и многодетекторных томографов обусловливают совершенно другие требования к методикам выполнения диагностических процедур на современных компьютерных томографах и интерпретации полученных дан-ных. В связи с этим и был осуществлен перевод на русский язык одного из фундамен-тальных европейских руководств по спираль-ной многослойной компьютерной томогра-фии всего тела. Представленное на суд рос-сийских врачей руководство является послед-ней редакцией ранее выпускавшейся книги, выдержавшей уже два издания и ставшей настольной книгой как для врачей'резидентов в университетских клиниках, так и для уже

давно практикующих опытных врачей'рентге-нологов. В данном издании подробно рассмо-трены вопросы рентгеновской анатомии всех областей человеческого тела (за исключением области головы) с учетом интерпретации объе-мных волюметрических изображений. Также подробно описаны все возможные методики исследования, включая технические условия выполнения процедур на современных 4' и 16'срезовых рентгеновских томографах. Вопросы диагностики подробно рассматриваются авто-рами в отдельных главах, выделенных по органному принципу. Особое внимание уделе-но таким принципиально новым направле-ниям компьютерной диагностики, как вирту-альная КТ'колонография, КТ'ангиография и КТ'коронарография.

Мы рассчитываем, что в данном руковод-стве врачи найдут ответы на самые важные и наиболее актуальные вопросы современной диагностики с помощью многослойной спи-ральной компьютерной томографии, а книга окажется необходимым подспорьем в их про-фессиональной деятельности.

Зав. кафедрой лучевой диагностики Учебно%научного медицинского центра

Управления делами Президента РФ, вице%президент Российской ассоциации

радиологов, профессор А.В.Зубарев

1. Принципы компьютерной томографии, спиральной компьютерной томографии и многослойной спиральной компьютерной томографии

М. Prokop

Компьютерная томография 12 Принцип сканирования Реконструкция изображений Дисплей и документирование изображений Параметры сканирования

Спиральная компьютерная томография 20 Принцип сканирования Реконструкция изображений Параметры сканирования Просмотр изображений, дисплей и документирование

Многослойная спиральная компьютерная томография (МСКТ) 28 Принципы сканирования Типы детекторов Производительность томографов Реконструкция изображений Параметры сканирования Рабочий поток, просмотр, дисплей и документирование изображений

Многослойная КТ сердца 47 Проспективная синхронизация с ЭКГ Ретроспективная синхронизация с ЭКГ

КТ�скопия 53 Принцип и реконструкция изображений Техника Радиационная безопасность

I Принципы компьютерной томографии, спиральной компьютерной томографии...

Компьютерная томография (КТ) явилась одним из главных прорывов в диагностичес-кой радиологии. Первый клинический ком-пьютерный томограф был создан G.H.Houns'field для исследования головы и установлен в 1971 г. в больнице Atkinson'Morley в Уимблдо-не (Англия). Первый томограф для всего тела установлен в 1974 г., и к концу 1970'х годов техническая эволюция КТ была в основном завершена (табл. 1.1). Технические детали про-должали совершенствоваться и на протяжении 1980'х годов, но КТ'технология оставалась без принципиальных изменений до начала 1990'х годов, когда появление спирального КТ'ска'нирования вызвало дальнейшее быстрое раз-витие, привело к расширению диагностичес-ких возможностей, созданию техники 3 D �H3�ображений и КТ'ангиографии. Самое послед-нее достижение — появление многослойной КТ в 1998 г. Эта новая технология существенно расширила эксплутационные качества ком-пьютерных томографов: она превратила КТ из метода получения аксиальных изображений в ЗЭ'метод, который позволяет создать изобра-жения высокого качества в произвольных плоскостях и образует основу для все расши-ряющегося ряда ЗЭ 'прилож ений, включая виртуальную эндоскопию. Кроме того, эти то-мографы должны революционизировать изоб-ражения сердца.

Т а б л и ц а 1.1. И с т о р и ч е с к и е вехи к о м п ь ю т е р н о й т о м о г р а ф и и

1924 Разработка Радоном о с н о в о п о л а г а ю -щ и х м а т е м а т и ч е с к и х п р и н ц и п о в

1963 Реконструкция и з о б р а ж е н и й ( К о р м а к ) 1971 Разработка Х а у н с ф и л д о м т е х н о л о г и и

КТ в л а б о р а т о р и и к о м п а н и и «ЕМ1» 1971 К о м п ь ю т е р н ы й т о м о г р а ф д л я головы

( E M I Mark I) 1974 К о м п ь ю т е р н ы й т о м о г р а ф для всего

тела ( A C T A ) 1974 К о м п ь ю т е р н ы й т о м о г р а ф 3�го поко-

л е н и я ( A t r o n i k s ) 1977 К о м п ь ю т е р н ы й т о м о г р а ф 4 � г о поко-

ления ( A S & E ) 1979 П р и с у ж д е н и е Н о б е л е в с к о й п р е м и и

Х а у н с ф и л д у и К о р м а к у 1 9 8 0 � е Т е х н и ч е с к о е с о в е р ш е н с т в о в а н и е 1983 Д и н а м и ч е с к и й с п и р а л ь н ы й реконст-

руктор 1983 Э л е к т р о н н о � л у ч е в о е К Т � с к а н и р о в а н и е 1987 К о м п ь ю т е р н ы й т о м о г р а ф с непре-

р ы в н о в р а щ а ю щ е й с я т р у б к о й 1989 С п и р а л ь н а я к о м п ь ю т е р н а я т о м о г р а -

ф и я ( С К Т ) 1991 Д в у с л о й н а я С К Т ( к о м п а н и я «Elscint») 1991 К Т � а н г и о г р а ф и я 1995 Реконструкция в р е а л ь н о м в р е м е н и

( К Т � п р о с в е ч и в а н и е ) 1998 М н о г о с л о й н а я КТ (4 ряда детекторов) 1999 М н о г о с л о й н о е и з о б р а ж е н и е с е р д ц а 2 0 0 1 � 2 0 0 2 М н о г о с л о й н а я К Т ( 6 / 8 / 1 0 / 1 6 рядов

д е т е к т о р о в ) Б у д у щ е е КТ с к о н и ч е с к и м пучком излучения

( > 256 рядов д е т е к т о р о в ) *

Компьютерная томография

Принцип сканирования

КТ — метод рентгеновской томографии, при котором пучок рентгеновского излучения про-ходит через тонкий слой тела пациента в разных направлениях (рис. 1.1). Используется парал-лельная коллимация, чтобы сформировать пу-чок лучей в виде тонкого веера, что определяет толщину сканируемого слоя. Ослабленную ин-тенсивность излучения на выходе из тела паци-ента измеряют детекторы. Математическая ре-конструкция изображений (обратное преобра-зование Радона) позволяет рассчитать локаль-ные ослабления излучения в каждой точке сре-за. Эти коэффициенты локального ослабления пересчитываются в КТ'числа и, наконец, пре-образуются в ступени серой шкалы, которые выводятся на экран, формируя изображение. При обычном КТ'сканировании объем интере-са сканируется последовательно, обычно про-

двигаясь на один срез за каждый ш а г . Рис. 1.1. П р и н ц и п К Т � с к а н и р о в а н и я .

Компьютерная томография

Таблица 1. 2. С р а в н е н и е к о м п ь ю т е р н ы х т о м о г р а ф о в разных п о к о л е н и й и т и п о в

Первые два поколения компьютерных то-мографов были вытеснены в конце 1970'х гг. томографами 3'го и 4'го поколений, которые используются и ныне. В томографах 3'го по-коления рентгеновская трубка и совокупность детекторов синхронно вращаются вокруг па-циента. Массив детекторов покрывает полную ширину веерообразного пучка излучения. В томографах 4'го поколения элементы детек-торов покрывают полный круг, окаймляя от-верстие томографа, и остаются неподвиж-ными во время сканирования. Вокруг пациен-та вращается только рентгеновская трубка (рис. 1. 2). Однако томографы 3'го поколения обеспечивают лучшее подавление рассеива-ния и требуют меньшего количества элемен-тов детекторов. Этим объясняется, почему на всех многослойных компьютерных томогра-фах используют технологию 3'го поколения.

Попытки ускорить процесс изображения привели к развитию КТ'томографов с множес-твенными трубками, которые получили назва-ние динамических реконструкторов простран-ства (Mayo Monster был оснащен 28 трубками, способными сканировать до 240 срезов толщи-ной I мм каждый за один оборот на 360°), а так-же электронно'лучевой КТ, спиральной ком-пьютерной томографии (СКТ) и недавно — многослойной спиральной компьютерной то-мографии (М СКТ). Из этих технологических решений только СКТ и МСКТ получили ши-рокое клиническое применение.

Реконструкция изображений

Сигналы, зарегистрированные детекторами вовремя сканирования, подвергаются предва-рительной обработке, чтобы компенсировать

Рис. 1. 2. С р а в н е н и е п р и н ц и п о в с к а н и р о в а н и я и р е к о н с т р у к ц и и н а К Т � т о м о г р а ф а х 3�го ( а , 6) и 4 � г о ( в , г) п о к о л е н и й . В т о м о г р а ф а х 4 � г о поколе-ния и с п о л ь з у е т с я н е п о д в и ж н о е к о л ь ц о детекто-р о в , и д а н н ы е , с о б р а н н ы е одним д е т е к т о р о м , о б ъ е д и н я ю т с я в п р о е к ц и ю из разных п о л о ж е н и й т р у б к и .

неоднородности системы детекторов и кор-ректировать артефакты, обусловленные повышением жесткости излучения внутри тела обследуемого. Данные, полученные после различных шагов коррекции и преобразова-ния интенсивности сигнала в значения ослаб-ления рентгеновских лучей, называют исход-ными КТ'данными (рис. 1. 3). Массив исход-ных данных на томографах 3'го и 4'го поколе-ний состоит из профилей ослабления излуче-ния от 500—2300 проекций для каждого оборо-та рентгеновской трубки на 360°. Каждую про'

1. Принципы компьютерной томографии, спиральной компьютерной томографии...

Рис. 1. 3. Э т а п ы р е к о н с т р у к ц и и К Т � и з о б р а ж е н и й .

а б в г

Рис 1. 4. Влияние кернеля к о н в о л ю ц и и на пространственное раз р е ш е н и е и ш у м ы в и з о б р а ж е н и и . В п а р е н -х и м е легких ( в ы с о к и й естественный контраст) и с п о л ь з о в а н и е кернеля п о в ы ш е н н о й резкости ( 6 ) вместо стандартного кернеля ( а ) увеличивает резкость и з о б р а ж е н и я . В печени ( н и з к и й естественный контраст) м я г к и й кернель (в) предпочтителен, так как в п р о т и в н о м случае (кернель п о в ы ш е н н о й резкости) (г) у в е -л и ч и в а ю щ и е с я ш у м ы могут с к р а д ы в а т ь структуры с низким контрастом.

екцию, в свою очередь, составляют 500'900 значений ослабления излучения. Реконструк-ция изображения из массива исходных данных создает массив данных изображения.

Реконструкция изображений начинается с вы-бора желаемого поля обзора. Для реконструкции используется каждый луч, который проходит че-рез это поле обзора от трубки до детектора. Коэф-фициент ослабления для каждой точки изображе-ния определяется посредством усреднения значе-ний ослабления для всех лучей, которые пересе-кают эту точку (обратная проекция — back projec-tion). Однако этот тип неотфильтрованной обрат-ной проекции создает очень нерезкое изображе-ние с размытыми контурами, поэтому множество лучей объединяют в проекцию и полученный профиль ослабления подвергают математической фильтрации с краевым усилением (конволюции). Тип фильтрации определяется так называемым кернелем конволюции. После этого обратные проекции отфильтрованных профилей изображе-ния создают резкое изображение. Кернель конво-люции (алгоритм реконструкции)*, используемый для отфильтрованных обратных проекций (filtered back projection), определяет такие свойства рекон-струированного КТ'среза, как пространственное разрешение и шумы в изображении, и может из-

меняться от мягкого, или сглаживающего, до рез-кого, или усиливающего контуры (рис. 1. 4 ) .

Томографы 3'го и 4'го поколений отлича-ются способом, которым значения ослаблений объединяются в веерообразные проекции. То-мографы 3'го поколения используют веер от единственного положения трубки до детекто-ра, тогда как томографы 4'го поколения при-нимают данные, собранные единственным де-тектором для различных положений трубки, и объединяют их в проекции (см. рис. 1. 2 ) .

Дисплей и документирование изображений

• М а т р и ц а и з о б р а ж е н и я и п о л е о б з о р а

КТ'изображения состоят из квадратной матрицы изображения величиной от 256x256

* Л и н е й н а я фильтрация данных изображения осу-ществляется посредством математических опера-ц и й , которые завершаются к о н в о л ю ц и е й . П р и к о н �волюции значения пикселей на выходе вычисляют-ся к а к взвешенная сумма с соседними пикселями. Матрица таких весов называется кернель к о н в о л ю �ц и и и известна также к а к фильтр. — Примеч. перевод.

Компьютерная томография 15

Рис. 1. 5. Пиксели в К Т � м а т �рице фактически пред-ставляют элементы объе-ма (воксели) в сканируе-мой области тела. З а м е т ь -те, что при стандартной толщине слоя 10 мм каж-дый воксель имеет ф о р м у спички (деревянной час-ти).

до 1024x1024 элементов изображения, или пикселей. Поскольку КТ'срез имеет конечную толщину, каждый пиксель представляет в из-ображении маленький элемент объема — вок-сель. Величина вокселя зависит от величины матрицы, выбранного поля обзора (FOV) и толщины слоя (рис. 1. 5 ) . При большинстве КТ'исследований воксель имеет форму дере-вянной части спички: размеры пикселя, изме-ренные в плоскости ху, в 1 0 — 2 0 раз меньше, чем толщина слоя, измеренная по оси z. Эта анизотропия вокселя может быть уменьшена только путем уменьшения толщины слоя. Только посредством МСКТ можно получить почти изотропные воксели для большой об-ласти тела (см. также с. 5 6 ) .

Фактическая матрица изображения (image matrix), которая реконструируется из исходных данных, может отличаться от матрицы дисплея (display matrix), с которой изображения выводятся на экран или распечатываются на пленке. Хотя обычно обе матрицы идентичны, можно выбрать матрицу дисплея большей величины (например, 1024x1024 вместо 512x512), чтобы улучшить ка-чество изображений.

Для реконструкции изображений обычно не обязательно использовать данные от всего по-перечного среза тела и можно реконструировать поле обзора (Field O f View — FOV) ограниченных размеров из исходных данных. Это поле обзора характеризуется или его размерами в миллимет-рах, или фактором зума (zoom factor) — увеличе-ния относительно максимального поля, доступ-ного на данном томографе. В зависимости от то-мографа оно может быть округлым или квадрат-ным. Некоторые производители называют его полем обзора реконструкции (Reconstruction Field O f View — RFOV), чтобы отличить его от поля об-зора дисплея (Display Field O f View — DFOV), ко-торое может быть выбрано из первого поля и увеличено для дисплея на мониторе. Обычно та-кое увеличенное изображение менее резкое, чем реконструированное прямо из исходных дан-ных, потому что оно использует только часть

данных изображения, а не всю информацию, содержащуюся в массиве исходных данных.

Поля обзора реконструкции и дисплея нуж-но отличать от поля обзора сканирования (Scan Field O f View — SFOV), доступного на некоторых томографах. SFOV — уменьшенная локализо-ванная в центре область, из которой собирают-ся данные, что может увеличить темп выборки и тем самым улучшить пространственное разре-шение. Обычно такая техника применяется при исследованиях конечностей (пяточная кость), позвоночника или области головы и шеи. По-скольку в случае уменьшенного SFOV использу-ется веерообразный пучок с более узким углом, эта техника также уменьшает облучение той части тела пациента, которая находится вне SFOV. По этой причине оно используется на не-которых томографах, чтобы уменьшить лучевую нагрузку при МСКТ сердца.

• К Т � ч и с л а

Во время реконструкции изображения каж-дому векселю приписываются числовые зна-чения в соответствии со степенью ослабления излучения в этом вокселе. Чтобы уменьшить зависимость от энергии излучения и получить удобные количественные значения, КТ'числа определяются по формуле:

К Т = 1 0 0 0 • (ц* ' Цводь, )/Р�водь, �Единицы КТ'ослабления** называют еди-

ницами Хаунсфилда — ед. X (Hounsfield unit —

* ц — коэффициент линейного ослабления излуче-н и я , показывающий, насколько ослабляется излуче-ние слоем данного вещества определенной т о л щ и н ы (зависимость между т о л щ и н о й слоя и ослаблением излучения экспоненциальная). — Примеч. перевод.

** Хотя к о р р е к т н ы м является термин «ослабле-ние и з л у ч е н и я » , к о т о р ы й ш и р о к о используется авторами к н и г и , в переводе мы часто заменяем его более п р и в ы ч н ы м для нашего читателя т е р м и н о м «КТ�плотность». С о о т н о ш е н и я между ослаблением излучения и плотностью сложные и охарактеризо-ваны авторами в главе 7. — Примеч. перевод.

7. Принципы компьютерной томографии, спиральной компьютерной томографии..

HU). Числа заданы по шкале, на которой —1000 представляет воздух и 0 представляет воду. За-метьте, что шкала не имеет верхнего предела. Доступный диапазон КТ'чисел отличается в зависимости от томографа и доступной вели-чины бит/пиксель (например, от —1024 до 3071 для 12 битов или до 64 500 для 16 бит).

Шкала чисел КТ'ослаблений показана гра-фически на рис. 1.6. За исключением жира, жидкостей с низким содержанием белка и све-жей крови нет типичных значений, которые позволяли бы специфическую характеристику мягких тканей по их КТ'числам.

• У с т а н о в к и о к н а

Глаз человека способен различать только ограниченное количество градаций серой шка-лы — от 40 до 100 в зависимости от условий рас-сматривания. Следовательно, не имеет смысла приписывать весь диапазон КТ'чисел (пример-но 4000 ед.) доступному диапазону градаций се-рой шкалы (от белого до черного), так как не-возможно различать структуры с небольшой разницей КТ'чисел. Поэтому лучше вывести на экран только часть всей КТ'шкалы. Так назы-ваемое окно определяется шириной, которая влияет на контраст изображений, и уровнем (центром), который определяет яркость изоб-ражения. Уменьшение ширины окна повышает контраст изображения, снижение уровня окна делает изображение более ярким, а повышение уровня — более темным (рис. 1.7). Примеры установок окна приведены в таблице 1.3.

• О б р а б о т к а и з о б р а ж е н и й и а н а л и з

Программы, используемые в компьютерных томографах, обеспечивают различные выборы обработки КТ'срезов и манипуляций с ними. Наибольшую практическую важность имеют из-мерения длины и углов и анализ КТ'чисел в вы-бранной области интереса (Region O f Interest %ROl). Оператор может интерактивно выбирать эту область с заранее заданной формой (круг, эл-липс, прямоугольник) или в виде свободно очер-ченной области произвольной формы. После этого компьютерные программы позволяют рас-считывать средние КТ'числа и стандартные от-клонения внутри ROI и создавать гистограммы.

Можно также манипулировать объемом ска-нирования, чтобы переформатировать изобра-жения в любой вторичной плоскости среза, соз-давая многоплоскостные переформатирования (многоплоскостные реформации) — МПР, а также получая трехмерные реконструкции раз-личных типов (см. гл. 2. «Обработка изображе-ний»).

• Д о к у м е н т и р о в а н и е

КТ'изображения, полученные на обычных томографах, как правило, распечатывают на пленке для их рассматривания. Следует доку-ментировать все задания окна, которые важны для исследованной области тела. Например, сканирование грудной полости может быть документировано и с легочной установкой ок-на, и с мягкотканой установкой. Может быть добавлена еще и костная установка окна для поиска метастазов. Попытки вывести на экран две неперекрывающиеся установки окна одно-временно (например, средостение и легкие) оставлены, так как структуры с КТ'числами между двумя окнами (например, плевральные

Т а б л и ц а 1.3. У с т а н о в к и окна

Ширина Уровень

Л е г к и е 1500 �650 Э м ф и з е м а 800 � 8 0 0 М я г к и е т к а н и ( н а т и в н о е ) 400 40 Печень ( н а т и в н о е ) 200 40 М я г к и е т к а н и + КС 400 70 Печень + КС 300 60�100 Ш е я + К С 300 50 К Т А 500 100�200 К о с т и 2000 500 О с т е о п о р о з 1000�1500 300 П и р а м и д ы в и с о ч н о й

кости 4000 700

КС � к о н т р а с т н ы е с т р е д с т в а

Рис. 1.6. Ш к а л а ч и с е л К Т � о с л а б л е н и я задается з н а ч е н и я м и о с л а б л е н и я для воздуха ( � 1 0 0 0 ед. X ) и воды (0 ед. X ) . М я г к и е т к а н и з а н и м а ю т узкую полосу в о к р у г з н а ч е н и я 50 ед. X .

Компьютерная томография

Рис. 1. 7. Установка окна. Для о п т и м а л ь н о г о контраста у р о в н и с е р о й ш к а л ы д л я р а с с м а т р и в а н и я и с ъ е м -ки изображений п р и п и с ы в а ю т с я о п р е д е л е н н ым частям К Т � ш к а л ы . О к н о х а р а к т е р и з у е т с я ш и р и н о й , ко-торая определяет контраст, и у р о в н е м , который определяет яркость.

изменения) легко пропускаются. Эта техника двойного окна больше не используется.

В современных СКТ и МСКТ и благодаря введению в практику архивирования изображе-ний и систем архивирования и связи (Picture Archiving and C ommunication Systems — PACS) все больше отходят от распечатки КТ'изображе'ний, предпочитая ей прямое рассматривание на плоских экранах мониторов и сохранение дан-ных изображений в цифровых архивах.

П а р а м е т р ы с к а н и р о в а н и я

Н а к л о н г е н т р и

Гентри ' это рама, которая вмещает скани-рующее устройство и может быть наклонена вокруг оси х, чтобы выполнить сканирование в наклонной плоскости. Диапазон наклона ген-три составляет до ±30° в зависимости от типа томографа. Наклоны гентри используют глав-ным образом при сканировании головы, шеи и позвоночника. Они не обязательны для других применений, и от них все больше отказывают-ся при МСКТ в пользу реконструкции наклон-ных срезов из объемного массива данных.

Т о л щ и н а с р е з а

• Профиль среза

Задание коллимации пучка определяет тол'шину слоя. Но, как и в обычной рентгеногра-фии, рентгеновская трубка испускает коничес-ки расходящийся, а не параллельный пучок лу-чей. Чтобы получить срезы приемлемо одно-родной толщины, необходимо использовать

коллиматоры, помещаемые непосредственно позади трубки. В некоторых томографах для дальнейшей оптимизации профиля среза име-ются дополнительные коллиматоры, располо-женные за пациентом перед детекторами. Не-смотря на эти меры, на практике никогда не по-лучают срезы, ограниченные параллельными плоскостями, но в них всегда включены приле-жащие части объекта. Кроме того, из'за конеч-ных размеров фокуса трубки имеется область за пределами первичного пучка, на которую пада-ет излучение меньшей интенсивности. Эта об-ласть называется пенумбра (рис. 1. 8 а).

Влияние этих эффектов на срез можно описать, используя понятие профиль чувстви-тельности среза (Section Sensitivity Profile — SSP), или профиль слоя (slice profile) (рис. 1. 8 ) , который показывает, какой вклад в изображе-ние вносит точка в объекте в зависимости от ее расстояния от центра среза. Идеальный профиль среза прямоугольный с ш ириной, соответствующей заданной толщине среза, и в этом случае все точки вне среза не вносят вклада в измеряемые ослабления, тогда как все точки внутри среза вносят однородный вклад в КТ'числа. Реальный профиль среза имеет закругленные «края». Это означает, что прилежащие области также вносят слабый вклад в изображение. В то время как профиль толстого среза (7—10 мм) близко соответству-ет идеальной прямоугольной форме, тонкие срезы больше соответствуют колоколоподоб'ной форме (рис. 1. 8 б ) . В клинической прак-тике увеличивающиеся «хвосты» тонких сре-зов только незначительно влияют на качество изображений, так как более важно уменьше-ние ширины профиля, что ведет к улучшенно-му разрешению по оси z.

I Принципы компьютерной томографии, спиральной компьютерной томографии...

Рис. 1.8. Вследствие о с о б е н н о с т е й геометрии пучка излучения в с к а н и р о в а н и е включаются о б л а с т и , р а с -п о л о ж е н н ы е вне в ы б р а н н о й т о л щ и н ы слоя ( а ) . Э т о п р и в о д и т к з а к р у г л е н н о м у п р о ф и л ю ч у в с т в и т е л ь -ности с л о я , к о т о р ы й п р и б л и ж а е т с я к и д е а л ь н о й п р я м о л и н е й н о й ф о р м е т о л ь к о в случае т о л с т ы х слоев ( б ) . Э ф ф е к т и в н а я т о л щ и н а слоя ( и л и ш и р и н а среза S W ) может б ы т ь и з м е р е н а как ш и р и н а п р о ф и л я слоя на у р о в н е п о л о в и н ы его м а к с и м а л ь н о й в ы с о т ы и п о л у ч и л а название полной ш и р и н ы на у р о в н е п о л у м а к с и м у м а ( F W H M ) или как ш и р и н а , з а к л ю ч а ю щ а я 9 0 % п л о щ а д и под г р а ф и к о м , которую н а з ы в а -ют полной ш и р и н о й на 1/10 п л о щ а д и ( F W T A ) ( в ) .

• Э ф ф е к т и в н а я т о л щ и н а с р е з а

Ш ирина профиля чувствительности среза обычно определяется посредством измерения ширины графика на уровне 50% его пикового значения, что получило название полной шири-ны на уровне полумаксимума (Full Width at Half Maximum — FW HM) (рис. 1.8 в ) . Это значение также известно как эффективная толщина сре-за, или ширина среза (Section Width — SW). При обычной КТ она равна, по определению, кол-лимации среза (Section C ollimation — SC), или номинальной толщине слоя. Однако нужно отметить, что эффективная толщина слоя не эквивалентна коллимации среза при СКТ. Это наиболее частое измерение для определения пространственного разрешения по длинной оси пациента (ось z).

Более строгая мера ширины профиля сре-за — ширина, заключающая 90% площади под графиком, — называется полной шириной на 1/10 площади (Full Width at Tenth Area ' FWTA). FWTA показывает ширину, на которой эле-

менты объекта, расположенные вне среза, вносят вклад, составляющий ровно 10%, в КТ'числа. FW HM и FWTA имеют сходные значения при обычной КТ, когда выбираются толстые слои, но они заметно отличаются при СКТ и в случаях тонкой колимации при обыч-ной КТ.

Еще одно недавно предложенное измере-ние — индекс качества профиля слоя (Slice Profde Q uality Index — SPQ1). Он описывает процент площади под профилем чувствитель-ности среза, которая заключена внутри иде-ального прямоугольного профиля среза той же ширины.

• Ч а с т и ч н ы й о б ъ е м н ы й э ф ф е к т

КТ'число пикселя определяется ослабле-нием рентгеновского излучения, которое про-исходит в соответствующем вокселе. Если тка-ни с различными свойствами ослабления лу-чей занимают один и тот же воксель (напри-мер, кровеносный сосуд и легочная ткань), ре'

Компьютерная томография 19

ty.ii.i ирующее КТ'число будет с хорошим при-ближением представлять сумму различных значений ослабления (частичный объемный эф-фект или частичное объемное усреднение):

C T= V |xC T|+ v 2xC T2+ ... , где сумма элементов частичного объемного эффекта Vj составляет I.

Учитывая гораздо больший размер вокселя по оси z, чем в плоскости ху, коллимация сре-за вносит больший вклад в частичный объем-ный эффект, чем поле обзора или размеры пикселя (рис. 1.9).

• К о л л и м а ц и я с р е з а

Некоторые анатомические структуры (часть аорты, грудной стенки или край печени) ориен'тированы параллельно длинной оси тела. Обыч-ная аксиальная ориентация срезов при КТ озна-чает, что при сканировании соответствующие границы между тканями будут срезаться под прямым углом, что сводит к минимуму частич-ный объемный эффект. Поэтому при КТ тела наиболее часто используется коллимация срезов 7'Ю мм.

Частичный объемный эффект оказывается особенно неблагоприятным при сканирова-нии с плоскостью среза, которая проходит ко-со или параллельно к границам между тканя-ми (диафрагма, верхушки легких, полюса по-чек), и при оценке мелких структур (мелкие сосуды, бронхи, надпочечники). Чтобы оце-нивать структуры, параллельные плоскости среза (например, поджелудочная железа), или для оценки маленьких органов, таких как над-почечники, может потребоваться коллимация

Рис. 1.9. Частичный объемный э ф ф е к т . Вследствие конфигурации вокселя, подобной с п и ч к е , на КТ�числа вокселя влияет не только объект интереса (например, округлый очаг п о р а ж е н и я ) , но т а к ж е прилежащие структуры ( н а п р и м е р , п а р е н х и м а легких). Это создает э ф ф е к т у с р е д н е н и я , который искажает КТ�числа вокселя.

3—5 мм. Тонкая коллимация (1—2 мм) пред-почтительна для легких, где требуется деталь-ный анализ структуры при диагностике интер'стициальных поражений. При М СКТ такая коллимация стала стандартной.

Шаг стола

При обычной КТ объем ткани сканируется слой за слоем. Это достигается перемещением стола с пациентом на заданное расстояние (шаг стола — table increment) между последова-тельными срезами. Как правило, получают не-прерывные изображения, что означает одина-ковые толщину слоя и шаг стола.

• С к а н и р о в а н и е с п е р е к р ы т и е м

Уменьшение шага стола создает перекрыва-ющиеся срезы, что увеличивает лучевую на-грузку на пациентов. В свое время перекрыва-ющиеся срезы рекомендовались, чтобы улуч-шить ЗЭ'изображение скелета, однако с появ-лением СКТ они вышли из употребления.

• П р е р ы в и с т о е с к а н и р о в а н и е

Когда шаг стола увеличивается, возникают зазоры между срезами. Это можно использо-вать в избранных случаях, когда необходим поиск только грубых патологических измене-ний, имеющих большую протяженность.

• Р е с п и р а т о р н ы е о ш и б к и р е г и с т р а ц и и

Такие ошибки появляются, когда структуры, перемещающиеся при дыхательных движениях, пропускаются вследствие разной глубины вдоха между срезами. Однако, несмотря на большие усилия, затраченные, чтобы воспроизвести по-стоянную глубину вдоха на протяжении 5—20 дыхательных циклов, как правило, возникают некоторые зазоры по оси z. Чем тоньше колли-мация и чем мельче очаги поражения, тем выше вероятность респираторных ошибок регистра-ции (см. рис. 1.10). Они оказывают только уме-ренное влияние на выявление поражений пече-ни или на оценку почек и надпочечников, но сильно вредят при поиске метастазов в легких. Чтобы получить сплошное покрытие объема, нужно избегать коллимации срезов меньше 5 мм в областях, которые перемещаются при дыха-тельных экскурсиях. Это создает конфликтую-щие требования при обычной КТ, так как невоз-можно одновременно свести к минимуму час-тичный объемный эффект и устранить респира-торные ошибки регистрации при одном и том же сканировании.

I Принципы компьютерной томографии, спиральной компьютерной томографии...

Рис. 1. 10. Р е с п и р а т о р н ы е о ш и б к и р е г и с т р а ц и и : разная г л у б и н а в д о х а п р и п о в т о р н ы х с р е з а х мо-жет п р и в е с т и к тому, что м а л е н ь к и й о ч а г п о р а ж е -ния ( н а п р и м е р , узелок в л е г к о м ) о к а ж е т с я пропу-щенным при п о с л е д о в а т е л ь н о м ( п о ш а г о в о м ) с к а -н и р о в а н и и .

Рис. 1. 11. И с п о л ь з о в а н и е кернеля ко нво люции с бо-лее высоким разрешением может улучшить прос-транственное разрешение, но ведет к д и с п р о п о р -циональному увеличению шумов в изображениях.

Алгоритм реконструкции (кернель конволюции)

Кернель конволюции (или фильтр), исполь-зуемый при реконструкции изображений из исходных данных, определяет отношение меж-ду пространственным разрешением и шумом в

изображении. Шум ограничивает разрешение контраста и тем самым возможность диффе-ренцировать объекты, ослабление которых мо-жет очень мало отличаться от ослабления окру-жающего фона. Высокое разрешение контраста (contrast resolution) важно для обнаружения оча-говых поражений паренхиматозных органов, подобных печени и поджелудочной железе. Высокое пространственное разрешение (spatial resolution) необходимо для выявления тонких морфологических изменений в легких или кос-тях. Кернели конволюции высокого разреше-ния (ВР%кернель, резкий кернель — HR%kernels, sharp kernels) улучшают пространственное раз-решение, но также диспропорционально уве-личивают шум. Наоборот, мягкие, или сглажи-вающие, кернели (smooth kernel) ведут к одновре-менному уменьшению шума и пространствен-ного разрешения (рис. 1. 11) . С тандартный кер-нель (standart kernel) означает компромисс меж-ду хорошим пространственным разрешением и приемлемым уровнем шумов для большинства изображений тела.

• Ч а с т и ч н о е с к а н и р о в а н и е

Так как ослабление пучка лучей идентич-но в обоих направлениях (от трубки к детек-тору и от детектора к трубке), может быть по-лучено достаточно данных для реконструк-ции при ротации рентгеновской трубки меньше чем на 360°. Для этой цели достаточ-но данных от 180° плюс угол веера пучка лу-чей (примерно 60°). Эта реконструкция час-тичного сканирования или полусканирова-ния может быть использована, чтобы умень-шить продолжительность сканирования на срез и таким образом — артефакты от движе-ний. В частности, она применяется для ска-нирования сердца при электронно'лучевой томографии или МСКТ, когда особенно важ-но временное разрешение.

Спиральная компьютерная томография

В прошлом десятилетии С К Т стала стан-дартной технологией, используемой при боль-шинстве клинических показаний к КХ.

Принцип сканирования

Для проведения спиральной КТ требуется томограф с непрерывно ротирующейся рент-геновской трубкой. Это должна быть трубка с большой теплоемкостью, которая может рабо-тать непрерывно, пока продолжается сканиро-

вание. На современных томографах доступна продолжительность сканирования более 100 с. В противоположность обычной КТ пациент не сканируется срез за срезом, но перемещается через плоскость сканирования с постоянной скоростью стола во время сбора исходных дан-ных (рис. 1. 12) . Метод называется спиральной КТ (СКТ) вследствие спиральной траектории сканирования.

КТ'изображения могут быть созданы от лю-бого сегмента внутри сканируемого объема, т. е. перемещение стола не имеет отношения к мес'

Спиральная компьютерная томография

ту реконструкции изображения. Послойные изображения могут быть созданы на произ-вольном уровне, и отдельные изображения мо-гут перекрываться, когда это необходимо, без увеличения лучевой нагрузки. Промежутки между реконструированными срезами называ-ют интервалом, шагом или индексом реконструк-ции (reconstruction interval, increment или index).

Коллимацию срезов (номинальная толщи-на среза) и шаг стола при спиральной КТ мож-но изменять независимо друг от друга. Питч (pitch) определяет отношение шага стола за один оборот гентри к коллимации среза (см. рис. 1.15). Чем выше питч, тем ниже доза из-лучения на пациента и тем больше доступный диапазон покрытия за сканирование.

• П р е и м у щ е с т в а

Преимущества С К Т определяются непре-рывным сбором данных и коротким тоталь-ным временем сканирования.

При обычной КТ маленькие очаговые по-ражения (метастазы в легких и печени) могут быть пропущены вследствие респираторных ошибок регистрации (см. рис. 1.10). Но при спиральной КТ возможен непрерывный сбор данных от заданного объема во время одной задержки дыхания с устранением дыхатель-ных движений и зазоров между срезами. Ис-пользование интервалов реконструкции с пе-рекрытием позволяет оптимально визуализи-ровать мелкие очаги поражения, устраняя в то же время частичные объемные эффекты. Ког-да используется тонкая коллимация, можно создавать 2Э'переформатированные изобра-жения в произвольных плоскостях и 3D 'p e'конструкции.

Благодаря короткому времени сканирова-ния большинство спиральных КТ'исследова'

Рис. 1.12. Принцип С К Т .

ний может быть выполнено на задержке дыха-ния, а также эффективнее используется интра'васкулярное контрастирование, обеспечивая или более высокий контраст, или уменьшение применяемого количества КС. Изображения в артериальной фазе стали доступны только с появлением спирального сканирования. Эти преимущества могут значительно улучшить выявление поражений печени и поджелудоч-ной железы по сравнению с обычным скани-рованием.

Высокий интраваскулярный контраст — ос-нова КТ'ангиографии (КТА), которая недо-ступна при обычной КТ. Объемный сбор дан-ных и короткое время сканирования использу-ются при этом, чтобы «поймать» фазу артери-ального усиления и создать изображения сосу-дов, подобные ангиографическим (см. гл. 9).

• Н е д о с т а т к и

Большинство недостатков связано с ис-пользованием более старых моделей томогра-фов. На этих томографах непрерывная работа трубки влечет за собой более низкую дозу излучения на оборот трубки и может вести к заметному усилению шума. Современные то-мографы используют улучшенную технологию трубок, поэтому шум больше не являются ограничивающим фактором.

Хотя продолжительность сканирования при СКТ короче, необходимо обрабатывать боль-ше срезов. Это может увеличивать время, тре-бующееся для реконструкции изображений, особенно при использовании перекрываю-щихся срезов. Новые томографы обеспечива-ют быструю реконструкцию, которая часто требует меньше 1 с на изображение. Нужно рассмотреть, документировать и архивировать увеличенное количество изображений, что опять'таки связано с увеличенными затратами врем�