Компьютерная томография. История развития. Физические основы

Коллиматоры детекторов расположены  непосредственно перед детекторами и служат для снижения излучения рассеивания и сокращения артефактов изображений. Эти коллиматоры служат для определения толщины среза(ограничения  области,  рассматриваемой  датчиками) и  качества  профиля среза.

Фильтры  обеспечивают  равномерное  распределение  фотонов  поперек

рентгеновского луча и  уменьшают суммарную дозу облучения, удаляя более мягкое излучение. Обычно они сделаны из алюминия, графита или тефлона. Консоль управления столом пациента и гентри используется для контроля горизонтального и вертикального движения стола, позиционированияпациента, 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 30 000 уравнений одновременно.  В современных томографах  программноеобеспечение для обработки изображений во многом определяет их клиническую  производительность  и  информативность  регистрируемых  данных  исоставляет1/3 общей  стоимости  сканера.  Компьютер  получает  сигнал  ваналоговой форме и преобразовывает его в двоичный код, используя аналогово-цифровой преобразователь. Цифровой сигнал хранится в течение сканирования что позволяет после его окончания реконструировать изображение в заданной плоскости.

Реконструкция изображений  в компьютерной томографии

Решение математических задач  томографии сводится к решению операторных уравнений1-го рода. Известно, что задачи решения таких уравненийявляются некорректно поставленными. При нахождении их приближенныхрешений  необходимо  использовать  методы  регуляризации,  позволяющиеучитывать дополнительную информацию о решаемой задаче. Разнообразие такой информации порождает многочисленные алгоритмы решенияосновных математических задач вычислительной диагностики.

Одна из главных проблем, возникающих при решении математическихзадач  томографии, – выбор оптимального алгоритма, критерием отбора которого может служить, например, качество изображения.

Регистрируемые детектором данные это результат взаимодействия рентгеновского излучения и вещества, из которого состоит исследуемый объект.

При прохождении через  объект энергия фотонов уменьшается из-за действия фотоэлектрического эффекта(поглощения) и эффекта Комптона (рассеивания).

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(более1c) данные не накапливаются, а пациент перемещается в следующее положение сбора данных. Изображение реконструируют по полному набору данных.

Схема обследования при пошаговом  сканировании: 1 – сбор данных, 2 –движение стола, 3 – команда задержки дыхания, 4 – сбор данных, 5 – команда нормального дыхания, 6 – движение стола, 7 – реконструкция изображения

На практике используются две конфигурации пошагового сканирования:

1. Вращающийся пучок лучей  используется для облучения множествамногоканальных  детекторов. И источник, и детекторы закреплены на коромысле, непрерывно вращающемся вокруг пациента более чем на360º.

2. Множество детекторов  установлено на неподвижном кольце. Внутри или вне этого кольца находится рентгеновская трубка, которая непрерывновращается вокруг пациента.

Движение пациента во время  сбора данных при различных положенияхтрубки вызывает артефакты изображений и ограничивает области диагностического применения.

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

Первой  идею  спирального  сканирования  запатентовала  японская  фирмаTOSHIBA в1986 г. В1989 группа ученых под руководством T. Katakura выполнила первое клиническое исследование на спиральном КТ.

Достоинство  спиральной  КТ  заключается  в  непрерывном  накопленииданных, осуществляемом одновременно с движением пациента через раму. Расстояние перемещения пациента за оборот рамы соответствуетскорости движения стола. Поскольку данные накапливаются непрерывно, рабочий цикл в спиральной КТ близок к 100%, а отображение изображаемого объема происходит быстрее. Обычно при реконструкции изображений вспиральной КТ используются алгоритмы интерполяции, которые позволяютвыделить из общего набора данные, необходимые для построения изображения отдельного среза при каждом положении стола. Различают два алгоритма реконструкции: 360°- и180°-линейные интерполяции.

Схема спирального сканирования

 

В последнее десятилетие  активно разрабатываются многосрезовые КТ-сканеры, позволяющие сделать следующий шаг для повышения быстротыисследования. В этих томографах детекторы расположены в несколько рядов, что позволяет одновременно получать несколько срезов с различным положением по оси z. Первые многослойные КТ появились в1992 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.

Использование N-рядов детекторов позволяет нам разделить исходныйрентгеновский пучок на N пучков(апертура каждого ряда детекторов равна1/N полной коллимации пучка). В многослойной КТ системе разрешение по Оси Z (толщину среза) определяет коллимация ряда детекторов (рис. 10). Вмногослойной томографии пучок лучей не только расширяется в плоскости рамы, но и отклоняется от нее. Эта геометрия называется конусным пучкоми приводит к специальным алгоритмам реконструкции. Поскольку сканеримеет относительно небольшое количество рядов детекторов и, соответственно, относительно малую конусность луча, для реконструкции изображения можно использовать алгоритмы, разработанные для пучка параллельных лучей.

Толщина среза при многослойном сканировании выбирается комбинацией смежных рядов детекторов с помощью коллимирующей системы. Следует отметить, что можно реконструировать срез с толщиной большей, чем установленная в процессе сканирования, но не наоборот.

Современные многосрезовые КТ-сканеры имеют от 64 до 320 рядов детекторови обеспечивают высокое изотропное разрешение изображений, позволяя реконструировать полученные данные в произвольных плоскостях и повыситьинформационную  составляющую  проведенного  исследования.  Например, томограф Somatom Sensation 64-slice (Siemens) позволяет проводить исследования с изотропным разрешением 0,24 мм. При этом время одного оборота трубки составляет0,33 с, а скорость движения стола– 87 мм/с. Подобные системы позволяют проводить исследование с высокой разрешающей способностью и наиболеечасто используются в кардиологии, пульмонологии, исследованиях сосудистой системы.

 

 

Качество изображения

Качество  полученного  изображения  определяется  пятью  факторами: пространственным разрешением, контрастностью, шумом и пространственной однородностью, линейностью и наличием артефактов.

Пространственное  разрешение  используется  для  выражения  степенипятнистости изображения и  характеризует способность видеть маленькийплотный объект в области, содержащей вещества с различной  плотностью.

Оно зависит от системы  коллимации, размера детектора, выбранного размера пиксела, размера фокального пятна трубки.

Контрастное разрешение изображения– способность сканера показывать малые изменения контрастности тканей больших объектов. Ограниченошумом, имеющим гранулированное проявление.

Шум и пространственная однородность- различные КТ-числа для тканис однородной плотностью, вызванные недостатками прохождения фотонов через ткань.

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 сканированиифантома.

В целом можно заранее  сформулировать положения, которые  должнывыполняться в томографии, для того чтобы качество восстанавливаемогоизображения  удовлетворяло заданным требованиям. Для решения подобныхзадач  необходимо  предварительно  формализовать  понятие«качественноеизображение», определить адекватную количественную оценку этого понятия или, что то же самое, сформулировать количественные критерии качества получаемого изображения.

К сожалению, в данный момент не существует универсального критериякачества. Это вызвано тем, что конечная реакция наблюдателя очень сложнаи  неоднозначна и во многом зависит  от субъективных причин. Поэтому при

оценке качества изображения  пользуются отдельными, частными критериями, каждый из которых отражает определенную особенность формируемого изображения.

Говоря о качестве изображения  в первую очередь имеют в виде насколько оно похоже на истинное(т.е. формируемого идеальной системой). Всякое  случайное  изображение  флуктуирует  относительно  своего  среднегоизображения, при этом величина флуктуаций не велика. Среднее изображение в общем случае не совпадает систинным и может быть лишь похожимна него в той или иной степени. Поэтому, для того, чтобы каждое получаемое случайное изображение с большой вероятностью было похоже на истинное, не достаточно, чтобы оно отличалось от среднего, также необходимо, чтобы среднее изображение мало отличалось от истинного.

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. Если среднее изображение мало отличается от истинного или это отклонение существенно меньше отклонения, обусловленного флуктуациями, величина SNR хорошо описывает качествонаблюдаемого изображения.

В общем случае, отношение  сигнал/шум разное в разных точках изображения.

Разрешающая способность. Величина разрешающей способности определяется  для  изображения,  представляющего  собой  совокупность  двуходинаковых точечных источников, и описывает минимальное расстояниемежду ними, на котором они уверенно различаются.

 

 

Артефакты изображений  в компьютерной томографии

Артефактами изображений  в компьютерной томографии называют любое несоответствие между КТ-числами реконструированного изображения иистинными коэффициентами ослабления объекта. Технология реконструкции изображения такова, что измерения на всех детекторах суммируются, поэтому на изображениях проявляются любые ошибки измерений. Ошибкиреконструкции могут быть вызваны как недостатком данных, так и наличием различных шумов. Артефакты могут проявляться в виде полос (ошибка в отдельном измерении), затемнений (постепенное отклонение группы каналов), колец (ошибки калибровки отдельного детектора), искажений (спиральная реконструкция). Основными причинами появления артефактов являются:

-  физические процессы, участвующие в сборе данных;

-  факторы, связанные  с пациентом; 

-  неисправность аппаратуры;

-  спиральное или многослойное  сканирование.

Конструктивные особенности  современных КТ-сканеров позволяют минимизировать  некоторые  виды  артефактов,  которые  иногда  могут  бытьпрактически  полностью  скорректированы  программным  обеспечением,  аправильный выбор параметров исследования позволяет повысить качествоизображений. Рассмотрим наиболее часто возникающие в КТ артефакты.

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. Это вызвано тем, чтоплотность металла выходит за предел нормального диапазона значений, который томограф может отобразить, давая неполные профили ослабления.

Ранее томографы имели  верхний предел измерений +1000HU, совпадающий со значением ослабления трубчатой кости, самой плотной структуры человеческого тела. Но поскольку металлические объекты дают большее ослабления, чем кость, компьютер присваивает им наибольшее возможное значение. Если металлический объект нельзя удалить из области исследования, тоснизить  влияние  артефакта  можно  повышая  напряжение  или  уменьшая толщину среза и тем самым снижая эффект частичного объема. Другой способ устранения артефакта– использование алгоритмов обработки реконструированных изображений, например, считая металлические объекты непрозрачными, а данные, соответствующие проходящим через них лучам, считать отсутствующими. Тогда для поиска этих отсутствующих данныхиспользуются итерационные методы. Предотвратить артефакты от металламожно  растягивая  шкалу  КТ-чисел,  которая  у  современных томографовимеет верхний предел+4000HU.

Движение пациента также  дает артефакты в виде полос или  размывания изображении. Это вызвано тем, что при реконструкции изображения полагаются на способность компьютера размещать значения коэффициентов ослабления в матрице пикселей, имеющей строки и столбцы. Еслипри сканировании происходит движение, компьютер не способен поместитьизмеренное значения в соответствующую ячейку, а только управлять поступающими данными.