КОМПЬЮТЕРНАЯ ТОМОГРАФИЯ - часть 2

Физические и технические основы 

Схемы расстановки детекторов 

Дальнейшее развитие односрезовой спиральной технологии при­

вело к внедрению мультисрезовой (мультиспиральной) методи­
ки, при которой используется не один, а несколько рядов детек­
торов, расположенных перпендикулярно оси Z напротив 

источника рентгеновского излучения. Это дает возможность одно­
временно собирать данные с нескольких сечений. 

В связи с веерообразным расхождением излучения ряды 

детекторов должны иметь разную ширину. Схема расста­

новки детекторов заключается в том, что ширина детекто­
ров увеличивается от центра к краю, что позволяет варьи­
ровать комбинациями толщины и количества получаемых 
срезов. 

Рис. 10.1.

 Схема сканирования для четырехрядного томографа (используется на Siemens Sensation 4) 

Рис. 10.2.

 Схема сканирования для шестирядного томографа (используется на Siemens Emotion 6) 

Физические и технические основы 

Развитие КТ-сканеров не закончилось 16 срезами. Сбор данных можно ускорить, используя сканеры с 32 и 64 рядами 

детекторов. Однако тенденция к уменьшению толщины срезов ведет к повышению дозы облучения пациента, что тре­

бует дополнительных и уже осуществимых мероприятий по снижению воздействия излучения (см. стр.174 — 177). 

При исследовании печени и поджелудочной железы мно­

гие специалисты предпочитают уменьшать толщину срезов 

с 10 до 3 мм для улучшения резкости изображения. Однако 
это увеличивает уровень помех приблизительно на 80 %. 

Поэтому, чтобы сохранить качество изображения, нужно 
или дополнительно прибавить силу тока на трубке, т. е. 
повысить силу тока (мА) на 80 %, или увеличить время ска­
нирования (возрастает произведение мАс). 

Алгоритм реконструкции изображений 

Спиральная КТ имеет дополнительное преимущество: в 
процессе восстановления изображения большинство дан­

ных не измеряются фактически в конкретном срезе 

(рис. 11.2).

 Взамен этого, измерения, полученные за пре­

делами этого среза  (

•

) , интерполируются с большинством 

значений вблизи среза и становятся данными, закреплен­
ными за этим срезом  (

х

) . Другими словами: результаты об­

работки данных вблизи среза являются более важными для 

восстановления изображения конкретного сечения. 

Из этого следует интересный феномен. Доза пациента (в 

мГр) определяется как мАс за вращение, разделенное на 
шаг спирали, а доза на одно изображение приравнивается 

к мАс за вращение без учета шага спирали. Если, напри­
мер, выставлены настройки 150 мАс за вращение с шагом 
спирали 1,5, то доза пациента составляет 100 мАс, а доза, 

приходящаяся на изображение, — 150 мАс. Поэтому ис­
пользование спиральной технологии может улучшить кон­
трастное разрешение выбором высокого значения мАс. При 

этом появляется возможность увеличить контрастность 

Рис. 11.2.

 Схема восстановления среза после 

спирального сканирования (за ротацию в 360°) 

изображения, тканевое разрешение (четкость изображения) 
за счет уменьшения толщины среза и подобрать такой шаг 
и длину интервала спирали, чтобы доза пациента уменьша­

лась! Таким образом, большое количество срезов может 

быть получено без увеличения дозы или нагрузки на рент­

геновскую трубку. 

Эта технология особенно важна при преобразовании по­

лученных данных в 2-мерные (сагиттальную, криволиней­

ную, корональную) или 3-мерные реконструкции (см. стр. 
8 и 13). 

Например, 16-срезовое исследование может быть выполнено с 16 тонкими срезами высокого разрешения (для Siemens 

Sensation 16 это методика 16 х 0,75 мм) или с 16 сечениями вдвое большей толщины. Для подвздошно-бедренной КТ-ангиографии 
(см. стр. 188) предпочтительно получение объемного среза за один цикл вдоль оси Z. При этом ширина коллимирования 

16 х 1,5 мм. 

Рис. 11.1.

 Схема сканирования для шестнадцатирядного томографа (используется на Siemens Sensation 16) 

Физические и технические основы 

Данные измерений от детекторов пропускаются, профайл 

за профайлом, к электронной части детектора как элект­
рические сигналы, соответствующие фактическому ослаб­

лению рентгеновского излучения. Электрические сигналы 

оцифровываются и затем пересылаются на видеопроцессор. 

На этом этапе реконструкции изображения используется 
метод «конвейера», состоящий из предварительной обра­

ботки, фильтрации и обратного проектирования

 (рис. 12.1). 

Предварительная обработка включает все исправления, 
произведенные для подготовки полученных данных для вос­

становления изображения. Например, исправление темно­

вого тока, выходного сигнала, калибровки, коррекция до­
рожек, увеличение жесткости излучения и др. Эти 
корректировки выполняются для уменьшения вариаций в 

работе трубки и детекторов. 

Фильтрация использует отрицательные величины для кор­
рекции размазывания изображения, присущего обратному 

проектированию. Если, например, сканируется цилинд­
рический водный фантом, который воссоздается без фильт­
рации, края его окажутся крайне расплывчатыми

 (рис. 12.2а). 

Что произойдет, когда восемь профайлов ослабления на­
кладываются друг на друга для восстановления изображе­
ния? Так как некоторая часть цилиндра измеряется двумя 

совмещенными профайлами, вместо реального цилиндра 

получается звездчатое изображение. Вводя отрицательные 

величины за пределами положительной составляющей про­

файлов ослабления, удается достичь того, что края этого 

цилиндра становятся четкими

 (рис. 12.2b). 

Обратное проектирование перераспределяет данные сверну­

того скана в 2-мерную матрицу изображения, отображая 

порченные срезы. Это выполняется, профайл за профай­

лом, до завершения процесса воссоздания образа. Матрицу 

изображения можно представить в виде шахматной доски, 
но состоящей из 512 x 512 или 1024 х 1024 элементов, обыч­
но называемых «пикселями». В результате обратного про­

ектирования каждому пикселю в точности соответствует за­

данная плотность, которая на экране монитора имеет 

различные оттенки серого цвета, от светлого до темного. 
Чем светлее участок экрана, тем выше плотность ткани в 
пределах пикселя (например, костные структуры). 

Влияние напряжения (кВ) 
Когда исследуемая анатомическая область характеризует­

ся высокой поглощающей способностью (например, КТ го­
ловы, плечевого пояса, грудного или поясничного отделов 

позвоночника, таза или просто полного пациента), целесо­

образно использовать повышенное напряжение или, взамен 
этого, более высокие значения мА. При выборе высокого 

напряжения на рентгеновской трубке, вы увеличиваете 

жесткость рентгеновского излучения. Соответственно, рент­

геновские лучи гораздо легче проникают через анатомичес­
кую область с высокой поглощающей способностью. 

Положительной стороной этого процесса является сниже­
ние низкоэнергетических компонентов излучения, которые 
поглощаются тканями пациента, не влияя на получение 
изображения. Для обследования детей и при отслеживании 

болюса KB может быть целесообразным использование бо­

лее низкого напряжения, чем в стандартных установках. 

Сила тока трубки (мАс) 
Сила тока, измеряемая в миллиампер-секундах (мАс), также 
оказывает влияние на дозу облучения, получаемую паци­
ентом. Крупному больному для получения качественного 

изображения требуется увеличение силы тока трубки. Та­
ким образом, более тучный пациент получает большую дозу 

облучения, чем, например, ребенок с заметно меньшими 

размерами тела. 

Области с костными структурами, которые больше по­

глощают и рассеивают излучение, такие как плечевой пояс 
и таз, нуждаются в большей силе тока трубки, чем, напри­
мер, шея, брюшная полость худощавого человека или ноги. 
Эта зависимость активно используется при защите от об­

лучения (сравните со стр. 177). 

Время сканирования 
Следует выбрать максимально короткое время сканиро­
вания, особенно при исследовании брюшной полости и 
грудной клетки, где сокращения сердца и перистальтика ки­
шечника могут ухудшить качество изображения. Качество 

КТ-исследования также улучшается при снижении вероят­

ности непроизвольных движений пациента. С другой сто­
роны, может возникать необходимость более длительного 

сканирования для сбора достаточного количества данных 

и максимального пространственного разрешения. Иногда 
выбор продленного времени сканирования со снижением 
силы тока используется сознательно с целью продления 
срока эксплуатации рентгеновской трубки. 

Рис. 12.1.

 Принцип конвейера 

при воссоздании изображения 

Рис. 12.2а.

 Обратное 

проектирование без фильтрации 

Рис. 12.2b.

 Обратное 

проектирование с фильтрацией 

Физические и технические основы 

Трехмерная реконструкция 

В связи с тем, что при спиральной томографии собирается 

объем данных для целой области тела пациента, визуали­

зация переломов и кровеносных сосудов заметно улучши­

лась. Применяют несколько различных методов трехмер­

ной реконструкции: 

Проекция максимальной интенсивности 
(Maximal Intensity Projection), MIP 

MIP — это математический метод, посредством которого из 

двухмерного или трехмерного набора данных извлекаются 

гиперинтенсивные воксели [6, 7]. Воксели выбираются из 
набора данных, полученных иод различными углами, и за­

тем проецируются как двухмерные изображения

 (рис. 13.1). 

Трехмерный эффект получают изменением угла проециро­

вания с малым шагом, и затем, визуализируя восстановлен­
ное изображение в быстрой последовательности (т. е. в ди­
намическом режиме просмотра). Этот метод часто 
используется при исследовании кровеносных сосудов с кон­

трастным усилением. 

Мультипланарная реконструкция (Multiplanar Reconstruction), MPR 
Эта методика делает возможной реконструкцию изображения в любой проек­
ции, будь то корональная, сагиттальная или криволинейная. MPR является 
ценным инструментом в диагностике переломов и в ортопедии. Например, тра­

диционные аксиальные срезы не всегда дают полную информацию о перело­

мах. Тончайший перелом (*) без смещения отломков и нарушения кортикаль­
ной пластинки может быть более эффективно обнаружен с помощью MPR 

(рис. 13.2а). 

Рис. 13.2а 

Трехмерная реконструкция затененных поверхностей 

(Surface Shaded Display), SSD 

Этот метод воссоздает поверхность органа или кости, определенную выше за­

данного порога в единицах Хаунсфилда. Выбор угла изображения, так же как 

местоположение гипотетического источника света, является ключевым фак­

тором для получения оптимальной реконструкции (компьютер вычисляет и уда­
ляет с изображения участки затенения). На поверхности кости

 (рис. 13.2b)

 четко 

виден перелом дистальной части лучевой кости, продемонстрированный с по­
мощью MPR

 (рис. 13.2а). 

(Рис. 13.2а

 и

 рис. 13.2b

 использованы с любезного разрешения 

J. Вrасkins Romero, М. D., Recklinghausen, Germany) 

Рис. 13.2b 

Трехмерная SSD также используется при планировании хирургического вмешательства, как в случае травматического 

перелома позвоночника

 (рис. 13

.3а, b)

. Меняя угол изображения, легко обнаружить компрессионный перелом груд­

ного отдела позвоночника (*) и оценить состояние межпозвоночных отверстий. Последние можно исследовать в не­
скольких различных проекциях (передняя на

 рис. 13.3а

 и боковая на

 рис. 13.3b).

 На сагиттальной МПР

 (рис.

 13

.3с) 

виден костный фрагмент, который смещается в спинномозговой канал (сравните с КТ-миелографией на стр. 153). 

Рис. 13.3а 

Рис. 13.3b 

Рис. 13.3с 

Основные правила чтения компьютерных томограмм 

Анатомическая ориентация 

Изображение на мониторе — не просто 

2-мерное отображение анатомических 

структур, оно содержит данные о средней 

величине поглощения тканями рентгенов­
ского излучения, представленное матри­

цей, состоящей из 512 x 512 элементов 

(пикселей). Срез

 (рис. 14.1)

 имеет опре­

деленную толщину (d

S

) и представляет 

собой сумму кубовидных элементов (вок­
селей) одинакового размера, объединен­
ных в матрицу. Эта техническая особен­
ность лежит в основе эффекта частного 

объема, объясняемого ниже. Получае­

мые изображения обычно представляют 

собой вид снизу (с каудальной стороны). 

Поэтому правая сторона пациента нахо­

дится на изображении слева и наоборот 

(рис. 14.1).

 Например, печень (122), рас­

положенная в правой половине брюшной 
полости, представлена на левой стороне 

изображения. А органы, расположенные 
слева, такие как желудок (129) и селезен­

ка (133), видны на картинке справа. Пе­
редняя поверхность тела, в данном случае представленная передней брюшной стенкой, определяется в верхней части 

изображения, а задняя поверхность с позвоночником (50) — снизу. Тот же принцип формирования изображения ис­
пользуется при традиционной рентгенографии. 

Эффекты частного объема 
Рентгенолог сам устанавливает толщину среза (d

S

). Для 

исследования грудной и брюшной полостей обычно выби­

рают 8 — 10 мм, а для черепа, позвоночника, глазниц и пи­

рамид височных костей — 2 — 5 мм. Поэтому структуры 
могут занимать всю толщину среза

 (рис. 14.2а)

 или только 

часть ее

 (рис. 14.3а).

 Интенсивность окраски вокселя по 

серой шкале зависит от среднего коэффициента ослабле­
ния для всех его компонентов. Если структура имеет оди­
наковую форму по всей толщине среза, она будет выгля­

деть четко очерченной, как в случае брюшной аорты (89) 

и нижней полой вены (80) на

 рис. 14.2 а, b. 

Эффект частного объема возникает, когда структура 

занимает не всю толщину среза. Например, если срез вклю­
чает только часть тела позвонка (50) и часть диска (50е), 

то их контуры оказываются нечеткими. То же самое наблю­
дается, когда орган суживается внутри среза, как видно на 

рис. 14.4 а, b.

 Это является причиной плохой четкости по­

люсов почки, контуров желчного и мочевого пузыря. 

Артефакты вследствие дыхания во время исследования 

обсуждаются на стр. 19. 

Рис. 14.2а 

Изображение 
на томограмме 

Рис. 14.2b 

Рис. 14.3b 

Рис. 14.4а 

Рис.14.4b 

Рис. 14.3а 

Основные правила чтения компьютерных томограмм 

Различие между узловыми и трубчатыми структурами 

Важно уметь отличать увеличенные и патоло­

гически измененные ЛУ от сосудов и мышц, 
попавших в поперечное сечение. Сделать это 

только по одному сечению бывает очень слож­

но, потому что эти структуры имеют одинако­
вую плотность (и одинаковый оттенок серого). 

Поэтому следует всегда анализировать соседние 

срезы, расположенные краниальнее и каудаль­

нее. Уточнив, на скольких срезах видна данная 

структура, можно решить дилемму, видим ли мы 
увеличенный узел или более-менее длинную 
трубчатую структуру

 (рис. 15.1):

 лимфоузел (6) 

будет определяться только на одном — двух сре­
зах и не визуализируется на соседних (сравните 

рис. 15.1а, b и с

). Аорта (89), нижняя полая вена 

(80) и мышцы, например, пояснично-подвздош­
ная (31), видны на протяжении серии кранио­
каудальных изображений. 

Если возникло подозрение на увеличенное 

узловое образование на одном срезе, то врачу 
следует немедленно сравнить соседние сечения, 

чтобы четко определить, не является ли это «об­
разование» просто сосудом или мышцей в попе­
речном сечении. Такая тактика хороша и тем, что 

дает возможность быстро установить эффект 

частного объема, описанный на предыдущей 
странице. 

Рис. 15.1 

Денситометрия (измерение плотности тканей) 

Если не известно, например, является ли жидкость, най­

денная в плевральной полости, выпотом или кровью, из­

мерение ее плотности облегчает дифференциальный ди­

агноз. Точно так же, денситометрию можно применить 

при очаговых образованиях в паренхиме печени или по­
чек. Однако не рекомендуется делать заключение на 
основании оценки одиночного вокселя (= объемный эле­

мент, см.

 рис. 14.1

), т. к. подобные измерения малодос­

товерны. Для большей надежности следует расширить 

«область интереса», состоящую из нескольких вокселей 
в очаговом образовании, какой-либо структуре или объе­
ме жидкости. Компьютер рассчитывает среднюю плот­

ность и величину стандартного отклонения. 

Следует быть особенно внимательным и не упустить 

артефакты увеличения жесткости излучения

 (рис. 19.2)

 или 

эффекты частного объема. Если образование распростра­

няется не на всю толщину среза, то измерение плотности 
включает в себя соседствующие с ним структуры

 (рис. 121.2 

и

 133.1

 — 133.3).

 Плотность образования будет измерена 

корректно, только если оно заполняет всю толщину среза 
(d

S

)

 (рис. 15.2).

 В этом случае более вероятно, что изме­

рения будут затрагивать само образование, а не соседние 
структуры (заштрихованная зона на

 рис. 15.2а

). Если ds 

больше, чем диаметр образования, например, очаг малень­

ких размеров, это приведет к проявлению эффекта частного 

объема на любом уровне сканирования

 (рис. 15.2b)

. 

Рис. 15.2 

а 

b 

c 

а 

b 

Основные правила чтения компьютерных томограмм 

Уровни плотности различных типов тканей 

Современные аппараты способны охватить 4096 оттенков 
серой шкалы, которыми представлены различные уровни 

плотности в единицах Хаунсфилда (HU). Плотность воды 
произвольно была принята за 0 HU, а воздуха за — 1000 HU 

(Таблица 16.1а).

 Экран монитора может отображать макси­

мум 256 оттенков серого. Однако человеческий глаз спосо­
бен различить только около 20. Поскольку спектр плотнос­

тей тканей человека простирается шире, чем эти довольно 
узкие рамки

 (Таблица 16.lb),

 можно выбрать и отрегулиро­

вать окно изображения таким образом, чтобы были видны 
только ткани требуемого диапазона плотности. 

Средний уровень плотности окна необходимо установить 

как можно ближе к уровню плотности исследуемых тканей. 

Легкое, из-за повышенной воздушности, лучше исследовать 

в окне с настройками низкого значения HU

 (рис. 17.1с), 

тогда как для костной ткани уровень окна следует значи­
тельно повысить

 (рис. 17.2с)

. От ширины окна зависит кон­

трастность изображения: суженное окно более контраст­

но, поскольку 20 оттенков серого перекрывают только 
малую часть шкалы плотностей. 

Таблица 16.1а

 Шкала плотностей всех типов тканей 

Таблица 16.1b

 Шкала плотностей паренхиматозных 

органов и жидких сред 

Важно отметить, что уровень плотности почти всех парен­

химатозных органов находится в пределах узких границ меж­

ду 10 и 90 HU

 (Таблица 16.1b)

. Исключением являются лег­

кие, поэтому, как было указано выше, необходимо 

установить специальные параметры окна

 (рис. 17.1а-с)

. В 

отношении кровоизлияний следует принять в расчет, что 
уровень плотности недавно свернувшейся крови пример­
но на 30 HU выше, чем свежей крови. Затем уровень плот­
ности снова падает в участках старого кровоизлияния и в 
зонах лизиса тромбов. Экссудат с содержанием белка бо­

лее 30 г/л нелегко отличить от транссудата (с содержанием 

белка ниже 30 г/л) при стандартных настройках окна. В до­

полнение следует сказать, что высокая степень совпадения 

плотностей, например, у лимфоузлов, селезенки, мышц и 
поджелудочной желе

з

ы, делает невозможным установить 

принадлежность ткани только на основании оценки плот­
ности. 

В заключение следует отметить, что обычные значения 

плотностей тканей также индивидуальны у разных людей и 
меняются под влиянием контрастных препаратов в цирку­

лирующей крови и в органе. Последний аспект имеет осо­

бое значение для исследования мочеполовой системы и 

касается в/в введения КВ. При этом контрастный препа­
рат быстро начинает выделяться почками, что приводит к 
повышению плотности паренхимы почек во время скани­
рования. Этот эффект можно использовать для оценки функ­
ции почек

 (см. рис. 135.1)

. 

Основные правила чтения компьютерных томограмм 

Документирование 

исследований в различных окнах 

Когда изображение получено, для документирования ис­

следования необходимо перенести снимок на пленку (сде­

лать твердую копию). Например, при оценке состояния 

средостения и мягких тканей грудной клетки устанав­

ливается такое окно, что мышцы (13, 14, 20 — 26), сосу­
ды (89, 90, 92 ...) и жировая ткань четко визуализируются 

оттенками серого цвета. При этом используется мягко-
тканное окно

 (рис. 17.1а)

 с центром на 50 HU и шири­

ной 350 HU. В результате серым цветом представлены 

ткани плотностью от -125 HU (50-350/2) до +225 HU 

(50+350/2). Все ткани с плотностью ниже чем -125 HU, 

такие как легкое, выглядят черными. Ткани с плотностью 

выше +225 HU — белыми, а их внутренняя структура не 

дифференцируется. 

Если необходимо исследовать паренхиму легких, напри­

мер, когда исключают узловые образования, центр окна 

должен быть снижен до -200 HU, а ширина увеличена (2000 

HU). При использовании данного окна (легочное окно), 

лучше дифференцируются структуры лёгкого (96) с низкой 

плотностью

 (рис. 17.1с). 

Рис. 17.1а.

 Мягкотканное окно 

Рис. 17.1b 

Рис. 17.1с.

 Легочное окно 

Для достижения максимальной контрастности между се­

рым и белым веществом головного мозга следует выбрать 
специальное мозговое окно. Так как плотности серого и бе­

лого вещества различаются незначительно, мягкотканное 

окно должно быть очень узким (80 — 100 HU) и высококон­
трастным, а его центр должен находиться в середине зна­
чений плотности мозговой ткани (35 HU) (рис. 17.2а). При 
таких установках невозможно исследовать кости черепа, т. к. 

все структуры плотнее 75 — 85 HU выглядят белыми. Поэто­
му центр и ширина костного окна должны быть значитель­
но выше — около +300 HU и 1500 HU, соответственно. Ме­

тастазы (7) в затылочной кости (55d) визуализируются 

только при использовании костного (рис. 17.2с). но не моз­

гового окна (рис. 17.2а). С другой стороны, головной мозг 
практически не виден в костном окне, поэтому небольшие 
метастазы в веществе мозга будут незаметны. Следуем все­
гда помнить эти технические детали, т. к. на пленку в боль­
шинстве случаев не переносят изображения во всех окнах. 

Врач, проводящий исследование, просматривает изображе­

ния на экране во всех окнах, чтобы не пропустить важные 
признаки патологии. Исследование печени является специ­
фической задачей, и эта тема будет рассмотрена отдельно 
на стр. 120. 

Рис. 17.2а.

 Мягкотканное окно 

Рис.17.2b 

Рис. 17.2с.

 Костное окно