Стория возникновения и развития

Среди всех существующих томографических методов особого успеха достигла компьютерная томография (КТ).

Предпосылкой её появления послужили недостатки обычной рентгенографии.

Преимуществами КТ по сравнению с традиционной рентгенографией стали:

- отсутствие теневых наложений на изображении;

- более высокая точность измерения геометрических соотношений;

- чувствительность на порядок выше, чем при обычной рентгенографии.

Метод компьютерной томографии в 1961 г. предложил американский нейрорентгенолог Вильям Ольдендоф.

Конструкция компьютерного томографа за годы его существования претерпела значительные изменения.

В томографах 1 поколения, имелась одна остронаправленная рентгеновская трубка и один детектор, которые синхронно передвигались вдоль рамы (рис. 2а). Измерения проводились в 160 положениях трубки, затем рама поворачивалась на угол 1° и измерения повторялись. Сами измерения длились около 4,5 минут, а обработка полученных данных и реконструкция изображения на специальном компьютере занимали 2,5 часа.

Рис. 2. Схематическое изображение рентгеновских томографов

В томографах 4 поколения имелось сплошное неподвижное кольцо детекторов (1088 люминисцентных датчиков) и излучающая веерный пучок лучей рентгеновская трубка,

вращающаяся вокруг пациента внутри кольца. Время сканирования для каждой проекции сократилось до 0,7 с, а качество изображения улучшилось.

В томографах 5 поколения поток электронов создается неподвижной электронно-лучевой

пушкой, расположенной за томографом. Проходя сквозь вакуум, поток

фокусируется и направляется электромагнитными катушками на вольфрамовую мишень в виде дуги окружности, расположенную под столом пациента. Мишени расположены в четыре ряда, имеют большую массу и охлаждаются проточной водой, что решает проблемы теплоотвода. Напротив мишеней расположена неподвижная система быстродействующих твердотельных детекторов, расположенных в форме дуги 216°. Данные томографы используются при исследованиях сердца, т.к. позволяют получать изображение за 33 мс со скоростью 30 кадров/секунду, а число срезов не ограничено теплоемкостью трубки. Такие изображения не содержат артефактов от пульсации сердца, но имеют более низкое соотношение сигнал/шум.

1.2. Конфигурация компьютерного томографа

В состав любого КТ-сканера входят следующие основные блоки:

1. гентри со столом пациента и блоками управления;

2. высоковольтный генератор;

3. вычислительная система;

4. консоль оператора.

Внутри гентри расположены блоки, обеспечивающие сбор данных: рентгеновская трубка и коллиматоры, детекторы и система сбора данных, контроллер трубки, генератор высоких частот, встроенный микрокомпьютер (регулирующий напряжение и ток на трубке), компьютер, обеспечивающий обмен данными с консолью.

Рентгеновское излучение создается рентгеновской трубкой. Источником электронов (катодом) служит вольфрамовая нить, нагреваемая током. Затем они ускоряются разностью потенциалов в несколько десятков тысяч вольт и фокусируются на анод. При торможении быстрых электронов веществом анода возникают электромагнитные волны в диапазоне длин волн от 10-14 до 10-7 м, называемые рентгеновским излучением.. При этом 99% энергии электронов рассеивается в тепло, и лишь 1% освобождается в форме квантов.

Современные рентгеновские трубки состоят из трех основных частей: стеклянного корпуса, обеспечивающего вакуум вокруг частей трубки, катода и анода. Анод должен быть сделан из материала, способного противостоять высоким температурам и иметь высокий атомный номер (молибден,вольфрам.

Рентгеновские трубки в современных КТ-системах имеют мощность 20-60 кВт при напряжении 80-140 кВ.

В компьютерном томографе рентгеновская трубка создает узкий веерообразный пучок лучей, угол расхождения которого составляет 30°–50°. Ослабление рентгеновского луча при прохождении через объект регистрируется детекторами, преобразующими регистрируемое рентгеновское излучение в электрические сигналы. Затем эти аналоговые сигналы усиливаются электронными модулями и преобразуются в цифровые импульсы.

Чаще в КТ используются два типа детекторов – люминесцентные и газовые. В люминесцентных детекторах используются люминесцентные кристаллы соединенные с трубкой фотоумножителя для преобразования вспышек света в электроны.

Газовый детектор представляет собой камеру ионизации, заполненную ксеноном или криптоном. Ионизированный газ, пропорциональный излучению, падающему на камеру, вызывает соединение электронов с вольфрамовыми пластинам, создающим электронные сигналы. Форма пучку рентгеновских лучей придается с помощью специальных диафрагм, называемых

Коллиматорами. Коллиматоры источника расположены непосредственно перед источником излучения (рентгеновской трубкой); они создают пучок более параллельных лучей и позволяют снизить дозу воздействия на пациента.

Консоль управления столом пациента и гентри используется для контроля горизонтального и вертикального движения стола, позиционирования пациента, наклона гентри относительно вертикальной оси сканера. Высоковольтный трехфазный генератор обеспечивает всю систему необходимой электроэнергией, позволяя корректировать методику исследования уменьшая дозу облучения пациента и сохраняя необходимую мощность.

Компьютер осуществляет реконструкцию изображения, решая более 30000 уравнений одновременно. В современных томографах программное обеспечение для обработки изображений во многом определяет их клиническую производительность и информативность регистрируемых данных и составляет 1/3 общей стоимости сканера.

1.3. Реконструкция изображений в компьютерной томографии. Рассмотрим основные математические соотношения, на которых базируются современные методы вычислительной томографии. Данные соотношения заимствуются из интегральной геометрии и применяются к томографическим измерениям с учетом методов решения некорректных задач. Пусть на плоскости (x, y) в прямоугольной системе координат задана двухмерная функция f (x, y) , интегрируемая по всем возможным прямым, лежащим в данной плоскости (рис. 5). Всякая прямая может быть описана уравнением x cosϕ + y sin ϕ − s = 0 (1)где s - расстояние от начала координат до рассматриваемой прямой; ϕ-угол, образованный с осью x перпендикуляром, опущенным на прямую изначала координат. Согласно (1) произвольная прямая однозначно задается параметрами s иϕ.Поэтому результат R интегрирования функции f (x, y) по некоторой прямой будет зависеть от этих же параметров (R = R(s,ϕ))В томографии ставится математическая задача поиска неизвестной функции f (x, y) , если известна функция R(s,ϕ) Проекция изображения формируется объединением набора линейных интегралов. В простейшем случае это набор измерений, проведенных вдоль параллельных линий. В случае веерного пучка для измерений используют один источник лучей, зафиксированный в определенной точке и поворачиваемый в соответствии с кольцом детекторов.

При прохождении через объект энергия фотонов уменьшается из-за действия

фотоэлектрического эффекта (поглощения) и эффекта Комптона (рассеивания).

В компьютерной томографии рентгеновская трубка и система коллимирования создают узкий веерообразный пучок лучей, рассеиваемых всеми вокселами отображаемого слоя . Найти коэффициенты поглощения для каждого воксела, необходимые для реконструкции изображения, можно с помощью метода обратного проецирования, предполагающего получение информации о характере поглощения рентгеновского излучения во многих ракурсах. слой подвергается облучению в нескольких ракурсах, в результате чего мы получаем ряд различных значений суммарных коэффициентов, которые можно записать в виде системы уравнений:

Решая уравнения мы получаем коэффициенты ослабления для указанных вокселов. Каждому вокселу на изображении соответствует отдельный пиксел, яркость которого отражает ослабление (абсорбцию) рентгеновского излучения данным вокселом.

Компьютерная обработка изображения позволяет различать более ста степеней изменения плотности исследуемых тканей - от нуля - для воды,ликвора до ста и более - для костей, что дает возможность дифференцировать различия нормальных и патологических участков тканей в пределах 0,5-1%, т.е. в 20-30 раз больше, чем на обычных рентгенограммах.

1.4. Режимы сканирования

Существует два способа сбора данных в компьютерной томографии:

пошаговое и спиральное сканирование.

Самым простым способом сбора данных является пошаговая КТ, для которого можно выделить две основные стадии: накопление данных и позиционирование пациента (рис. 8). На стадии накопления данных (1c или менее) пациент остается неподвижным и рентгеновская трубка вращается относительно пациента для накопления полного набора проекций в предварительно определенном месте сканирования. На стадии позиционирования пациента (более 1c) данные не накапливаются, а пациент перемещается в следующее положение сбора данных. Изображение реконструируют по полному набору данных.

На практике используются две конфигурации пошагового сканирования:

1. Вращающийся пучок лучей используется для облучения множества

многоканальных детекторов. И источник, и детекторы закреплены на коромысле, непрерывно вращающемся вокруг пациента более чем на 360º.

2. Множество детекторов установлено на неподвижном кольце.

Более сложным является винтовое (спиральное) сканирование, которое стало возможным благодаря появлению конструкции гентри с кольцом скольжения, позволяющим трубке и детекторам вращаться непрерывно.

Достоинство спиральной КТ заключается в непрерывном накоплении данных, осуществляемом одновременно с движением пациента через раму. Поскольку данные накапливаются непрерывно, рабочий цикл в спиральной КТ близок к 100%, а отображение изображаемого объема происходит быстрее. Обычно при реконструкции изображений в спиральной КТ используются алгоритмы интерполяции, которые позволяют выделить из общего набора данные, необходимые для построения изображения отдельного среза при каждом положении стола. Различают два алгоритма реконструкции: 360°- и 180°-линейные интерполяции.

В последнее десятилетие активно разрабатываются многосрезовые КТ-

сканеры. В этих томографах детекторы расположены в несколько рядов, что позволяет одновременно получать несколько срезов с различным положением по оси z. Первые многослойные КТ появились в 1992 году и позволили наглядно оценить следующие преимущества:

- более высокое пространственное разрешение по оси Z;

- более высокую скорость исследования;

- получение изображения большего объема при заданных параметрах;

- рациональное использование ресурса трубки.

При спиральном сканировании необходимо указать шаг спирали p или питч (pitch).

Многослойная спиральная реконструкция состоит из следующих шагов:

1. оценки набора данных для заданного положения среза;

2. реконструкция среза по полученным данным с использованием алгоритма пошаговой реконструкции.

Современные многосрезовые КТ-сканеры имеют до 64 рядов детекторов и обеспечивают высокое изотропное разрешение изображений, позволяя реконструировать полученные данные в произвольных плоскостях и повысить информационную составляющую проведенного исследования.

1.5. Качество изображения

Качество полученного изображения определяется пятью факторами:

Пространственное разрешение характеризует способность видеть маленький

плотный объект в области, содержащей вещества с различной плотностью.

Оно зависит от системы коллимации, размера детектора, выбранного разме-

ра пиксела, размера фокального пятна трубки.

Контрастное разрешение изображения – способность сканера показывать малые

изменения контрастности тканей больших объектов. Ограничено шумом, имеющим гранулированное проявление.

В зависимости от источника возникновения, шум разделяют на квантовый (результат ограничения фотонов, достигающих датчиков), электронный(вызванный электрическим взаимодействием в самой системе), вычислительный (приближения, используемые в процессе измерения) и лучевой(вызванный рассеиванием излучения).

Линейность - последовательность КТ-чисел для той же самой ткани через некоторое время. Из-за дрейфа КТ-чисел, сканеры нуждаются в периодической калибровке, чаще всего проводимой раз в день при сканировании фантома.

Чаще для оценки качества изображения чаще используют следующие критерии. Отношение сигнал/шум SNR. Чем больше величина SNR, тем меньше возможные отклонения наблюдаемого изображения от среднего.

Критерии могут применяться к изображениям любого вида, но в ряде случаев критерии формулируются для вполне определенных изображений, не типичных для изучаемого эксперимента, но принимаемых за эта-

лонные. Одним из таких критериев является разрешающая способность. Разрешающая способность. Величина разрешающей способности определяется для изображения, представляющего собой совокупность двух

одинаковых точечных источников, и описывает минимальное расстояние между ними, на котором они уверенно различаются. Т.к. описывающая изображение функция является случайной, то сформулированное условие может быть выполнено с некоторой вероятностью P , которая должна задаваться одновременно с выбираемыми уровнями квантования и характеризует качество восстанавливаемого изображения.

1.6. Артефакты изображений в компьютерной томографии

Артефактами изображений в компьютерной томографии называют любое несоответствие между КТ-числами реконструированного изображения и истинными коэффициентами ослабления объекта.

Основными причинами появления артефактов являются:

- физические процессы, участвующие в сборе данных;

- факторы, связанные с пациентом;

- неисправность аппаратуры;

- спиральное или многослойное сканирование.

1.6.1. Артефакты, вызванные физическими процессами. При прохождении через объект низкоэнергетические рентгеновские лучи (фотоны с низкой энергией) поглощаются быстрее, чем высокоэнергетические. В результате, средняя величина энергии рентгеновского излучения соответствует большей энергии, которая проходит через ткань (кость сильнее ослабляет рентгеновское излучение, чем эквивалентный объем мягкой ткани). Артефакт проявляется на изображении в виде впадин и темных полос между плотными объектами.

Чаще артефакт проявляется вблизи костей и при использовании контрастных веществ.

Артефакт частичного объема появляется, если в вокселе присутствуют ткани с разным коэффициентом ослабления (μi ). В этом случае имеют дело со средневзвешенным значением μ (рис. 12).

1.6.2. Артефакты, вызванные пациентом

Довольно часто в исследуемой области присутствуют объекты с высокой плотностью, например, сделанные из металла, что вызывает на изображении появление артефактов в виде полос (рис. 15). Это вызвано тем, что

плотность металла выходит за предел нормального диапазона значений, который томограф может отобразить, давая неполные профили ослабления. Движение пациента также дает артефакты в виде полос или размывания

Изображения.

1.6.3. Неисправность оборудования (про детекторы) появится темное пятно.

1.6.4. Артефакты при спиральном сканировании. Артефакт возникает, если при каждом обороте трубки несколько рядов детекторов пересекают плоскость реконструкции.

1.7. Трехмерные реконструкции

Трехмерные реконструкции дают наглядную картину пространственного расположения структур, повышают распознавание диагностически значимых деталей, полезны при планировании операций. Вместе с тем, структуры, имеющие высокую плотность, могут скрыть другие структуры c равной или меньшей плотностью(например, кости черепа скрывают сосуды мозга). Решением проблемы становится ручная или автоматическая процедура удаления внешних слоев с более высокой плотностью, позволяющая получить реконструкцию интересующих внутренних структур с различной степенью прозрачности. Зная плотность интересующих структур, можно выделить их из общего набораданных и, приписав им определенную яркость, цветность и прозрачность,построить их 3D реконструкцию (рис. 21б). Обычно поверхности, имеющие различную плотность, искусственно окрашены так,чтобы они напоминали исходную ткань.

В томографии используются следующие основные алгоритмы построения объемных реконструкций:

1. проекция максимальной интенсивности;

2. реконструкция с затененной наружной поверхностью;

3. объемное представление;

4. виртуальная эндоскопия.