Расположение

Москва, ул.Гамалеи, д.15

м. Щукинская, авт/марш. №100 и №681
до ост. "Клиническая больница №86"

Пристройка к поликлинике 1 этаж
Отделение лучевой диагностики

Эл. почта:
[email protected]

 
  • Под контролем
    Под контролем

    Федерального
    медико-биологического
    агентства
  • Профессиональные снимки
    Профессиональные снимки

    на современном томографе
  • Удобное расположение
    Удобное расположение

    рядом с метро Щукинская
  • МРТ коленного сустава 4000 руб
    МРТ коленного сустава 4500 руб.
  • Предварительная запись
    Предварительная запись,
    что исключает ожидание в очереди
  • Возможность получения заключения на CD
    Возможность получения
    результатов на CD

Записаться
на приём

+7 (495) 942-38-23 (МРТ коленного сустава, денситометрия)

+7 (903) 545-45-60 (МРТ остальных зон)

+7 (903) 545-45-65 (КТ)

С 9.00 до 15.00

По рабочим дням

 


 

Спиральная и многослойная компьютерная томография


Спиральная и многослойная компьютерная томография

-------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------

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 3D-h4-
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-приложений, 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  г о л о в ы 

( 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 

( >  2 5 6 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 КТ-сканирования. 

zinref.ru

Спиральная и многослойная компьютерная томография

I Принципы компьютерной томографии, спиральной компьютерной томографии... 

Реконструкция изображений 

  А л г о р и т м  и н т е р о п о л я ц и и и  п р о ф и л ь  с р е з а 

Движение стола во время сканирования соз­

дает артефакты от движений, если использо­

вать для реконструкции изображений непо­

средственно исходные данные, собранные во 

время ротации на 360°. Это происходит потому, 
что при первой и последней проекциях в про­
цессе ротации на 360° собирают разные данные 
(из-за перемещения стола во время ротации 

трубки). Чтобы устранить эти артефакты, тре­

буется интерполяция исходных данных перед 
реконструкцией. Цель интерполяции — полу­
чить полный набор проекций в желаемом по­
ложении по оси z внутри сканируемого объема. 

Простейшая линейная интерполяция проекци­

онных данных называется 360° LI (рис. 1.13 а). 

В каждом угловом положении при ротации на 
360° она интерполирует между двумя проекция­
ми в спиральном массиве данных, которые наи­

более близки к выбранному положению по оси 
z. Эта интерполяция данных от 720° приводит к 

полному набору (360°) проекций для избранно­
го положения по оси z. 360° L1 обеспечивает 
наименьшие шумы в изображении, но значи­

тельно расширяет профиль среза (рис. 1.13 б). 

При более совершенном алгоритме интерпо­

ляции используется тот факт, что ослабление 

рентгеновского излучения не зависит от на­
правления, т.е. ослабление по ходу луча между 
рентгеновской трубкой и детектором одинако­

вое в обоих направлениях. Это дает возмож­
ность рассчитать вторую, виртуальную спираль 
(расчетные данные) для значений ослабления 
вдоль луча от детектора к трубке и интерполиро­
вать проекции при соответствующих углах меж­
ду реальной и виртуальной спиралями. Этот ал­

горитм называется 180° /./(рис. 1.13 а), но в дей­

ствительности использует данные от 360° плюс 
угол веера пучка излучения. Получаемый про­
филь среза значительно более узкий (рис. 1.13 в), 
так как расстояние между аналогичными проек­

циями в реальной и виртуальной спиралях 
меньше, чем в одной только реальной спирали. 

Разница между интерполяциями 360° и 180° луч­

ше всего оценивается при многоплоскостном 
переформатировании и наиболее выражена, ког­

да используется питч >1 (рис. 1.14). Однако алго­

ритм 180° LI приводит к более выраженному шу­
му в изображении, так как для интерполяции ис­

пользуется только половина данных по сравне­
нию с 360° LI. Фактически шум при 180° LI та­
кой же, какой был бы в случае использования 
360° LI и половины экспозиционной дозы. 

Алгоритмы интерполяции более высокого 

порядка не просто используют две точки от 

прилежащих реальной и виртуальной спира­

лей, но и применяют вместо этого более слож­

ную функцию взвешивания (продольная филь­
трация — longitudinal filtration
 или z-фильтра-
ция — z-filtration)
 к исходным данным спираль­
ной проекции. Эта функция z-фильтрации 
определяет вклад каждой проекции в оконча­
тельное изображение в зависимости от ее рас­
стояния от реконструируемого среза. Такие ал­

горитмы можно оптимизировать, чтобы полу­
чить более прямоугольные профили срезов це­
ной более высокого шума (например, 180° LI), 

или уменьшать шум (и тем самым требования 
к дозе) ценой некоторого расширения профи­

ля среза (например, HRLF-10, Smart-Helical 

компании GE). 

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

( ш и р и н а  с р е з а ) 

В то время как при обычной КТ ширина 

профиля среза равна коллимации среза (номи­
нальная толщина среза),
 колоколоподобный 
профиль среза при спиральном сканировании 
нужно описывать, используя эффективную 
толщину среза (effective section thickness)
 или ши­

рину среза (section width — SW). Эффективная 

толщина среза зависит от коллимации среза и 
ряда других факторов, включая шаг стола и ал­

горитм интерполяции. Наиболее часто ис­
пользуемая мера эффективной толщины сре­
за — это полная ширина на уровне полумакси­
мума (FWHM), т.е. ширина уровне половины 
на середине его пикового значения. 

Для питча, равного 1, ширина среза, данная 

как FWHM, идентична коллимации среза при ис­
пользовании 180° LI (см. рис. 1.13 6). При 360° LI 

ширина среза больше на 28%. Ширину среза, 
большую на те же самые 28%, получим при ис­
пользовании 180° L1 с питчем 2 (см. рис. 1.15 б). 

•  Ш у м в  и з о б р а ж е н и я х 

Интерполяция изображений всегда вклю­

чает проекцию, положение которой точно со­
ответствует центру среза (рис. 1.13 а). Эта про­
екция не интерполируется при описанных ал­

горитмах, в то время как противоположная ей 
проекция (на 180°) подвергается максималь­
ной интерполяции. Это приводит к расхожде­
нию пространственного разрешения и шума, 
зависящему от положения в плоскости скани­
рования, так как области изображения, распо­
ложенные ближе к трубке, оказываются не­
сколько более резкими вследствие отсутствия 

интерполяции, тогда как в противоположных 
областях изображения меньше шум (см. 
рис. 7.48). Новые алгоритмы интерполяции 
позволяют корректировать эти расхождения. 

-------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------

Спиральная компьютерная томография 23 

Рис. 1.13. Принцип интерполяции  и с х о д н ы х  д а н ­
ных, (а) Обычная  с х е м а , (б)  д и а г р а м м а с  и с п о л ь ­
зованием проекционных  у г л о в , (в)  с р а в н е н и е 
профилей среза при  л и н е й н о й  и н т е р п о л я ц и и 
360° и 180°. 

Рис. 1.14.  С р а в н е н и е качества  и з о б р а ж е н и й , пере­
ф о р м а т и р о в а н н ы х во  ф р о н т а л ь н о й  п л о с к о с т и , с 
и с п о л ь з о в а н и е м  3 6 0 ° LI (а) и 180° LI (б). Исследо­
вание выполнено с  к о л л и м а ц и е й 3 мм,  ш а г о м 
стола 6 мм и интервалом реконструкции 2 мм. 

Как упомянуто выше, сравнение 360° LI и 

180° LI показывает, что при 360° LI ширина 

среза больше на 28% (меньше пространствен­
ное разрешение по оси z), а шум меньше на 
28%. Варианты интерполяции, такие как 

Smart-Helical компании GE, увеличивают про­
филь среза на 10% по сравнению с 180° LI, но 
уменьшают шум только на 8—16% (в зависи­
мости от питча). 

Параметры сканирования 

Поддающиеся изменению параметры ска­

нирования при СКТ приведены в таблице 1.4. 
Пользователь выбирает три основных пара­
метра. На большинстве томографов это колли­
мация среза (SC), перемещение (шаг) стола за 
один оборот трубки (TF) и интервал реконст­
рукции (R1). На некоторых томографах пере­
мещение стола заменяется фактором питча. 

Все остальные параметры изменяются только 

в исключительных случаях. Поэтому основные 
параметры сканирования дают хорошее пред­
ставление о том, как выполняется сканирова­
ние при СКТ. В этой книге описывается трип­

лет чисел (SC/TF/R1) для описания этих ба­

зисных параметров. 

Коллимация среза, шаг стола и питч — наи­

более важные параметры сбора данных, тогда 

zinref.ru

Спиральная и многослойная компьютерная томография

-------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------

Артефакты и ошибки  2 2 5 

Таблица 7. 4.  Н е к о т о р ы е  а н а т о м и ч е с к и е структу­
ры, которые могут быть  н е п р а в и л ь н о  и н т е р п р е т и ­
рованы при КТ 

Структура За что можно принять 

Подбородочно-подъязыч­

ная мышца Лимфатический узел 

Лестничная мышца Лимфатический узел 
Портняжная мышца Лимфатический узел 
Супрааортальные артерии Лимфатические узлы 
Левая верхняя полая вена Лимфатический узел 
Аберрантная легочная вена Лимфатический узел 

Карман перикарда Лимфатический узел 
Ушко правого предсердия Лимфатический узел 
Атипичная вена Лимфатический узел 
Паравертебральные вены Лимфатические узлы 
Тазовое венозное сплетение Инфильтративный 

рост опухоли 

Жировая инфильтрация 

лимфатических узлов Тромбоз вен 

Цистерна грудного протока Непарная вена, лим­

фатический узел 

Ножки диафрагмы Лимфатические узлы, 

пищевод 

Добавочная селезенка Лимфатический узел, 

опухоль почки или 
надпочечника, опу­
холь брюшины 

Кишечник Внутрибрюшная опу­

холь, лимфатиче­
ские узлы, варикоз­
ные узлы 

Варикозное расширение 

вен внутренних органов Петли кишечника 

Ьгомии, если рубцовая ткань формирует опу-
холеподобные образования. Метастазы в лег­
ких после терапии могут напоминать бронхо-
генный рак. Иногда дифференцировать опу­

холь от рубцов позволяет динамическая КТ с 
контрастированием, так как опухоли усилива­

ются в артериальной или паренхиматозной 

фазе, тогда как рубцовая ткань не усиливается 
до интерстициальной фазы. 

После реконструктивных операций на жел­

чных путях петли кишечника часто спадаются 

и могут быть приняты за локальные патологи­
ческие образования. Для контрастирования 

таких кишечных петель можно использовать 

холеграфические контрастные средства, пред­
назначенные для употребления per os, что 
обеспечивает надежную дифференциальную 
диагностику от опухолей. МСКТ может улуч­

шить изображение морфологии, если имеется 

достаточно жира между различными мягко-

тканными структурами брюшной полости. 

Отек стенок мочевого пузыря после ТУР* мо­

жет напоминать остаточную опухоль. После ТУР 

предстательной железы могут выявляться кисты. 

Частичный объемный эффект 

Влияние частичного объемного эффекта 

(ЧОЭ) зависит от размеров структуры относи­

тельно толщины слоя и от положения структу­
ры относительно плоскости слоя. Структуры, 

которые приблизительно параллельны плос­
кости слоя, гораздо в большей степени подвер­
гаются воздействию ЧОЭ, чем структуры, пер­
пендикулярные плоскости слоя, т. е. ориенти­
рованные вдоль оси z. 

* ТУР —  т р а н с у р е т р а л ь н а я  р е з е к ц и я  о п у х о л е й 

п р е д с т а т е л ь н о й  ж е л е з ы  и л и  м о ч е в о г о  п у з ы р я . — 
Примеч. перевод 

Рис. 7. 27.  Ш е й н ы е вены  с и м у л и р у ю т  л и м ф а т и ч е с к и е  у з л ы  ( а ,  6 ) .  К о м п р е с с и я  с и н о в и а л ь н о й кистой 
имитирует  т р о м б о з  б е д р е н н о й вены  ( в , стрелка).  П е р и л и е н а л ь н ы е  в а р и к о з н ы е узлы  с и м у л и р у ю т петли 

тонкой  к и ш к и  ( г ) . 

zinref.ru

Спиральная и многослойная компьютерная томография

-------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------

166 5. Доза излучения и качество изображений 

лимации I мм и шага стола К) мм при ВРКТ на 

однослойных томографах). 

При МСКТ одновременно собираются дан­

ные для 4 или более срезов. Таким образом, 
преимущества прерывистого сканирования 
уменьшаются в такое же количество раз, если 
на таком томографе недоступен однослойный 
режим. В результате экспозиционная доза для 

ВРКТ при использовании таких многослой­

ных томографов еще остается ниже, чем при 

непрерывной КТ, но значительно выше, чем 
на однослойных томографах. К тому же ис­
пользование тонких срезов обычно связано с 
некоторым увеличением CTDI и приводит к 
увеличению шума, которое должно быть ком­
пенсировано увеличенным значением мАс. 

  В ы с о к и й  к о н т р а с т  м е ж д у  с т р у к т у р а м и 

и н т е р е с а и  ф о н о м 

Высокий контраст позволяет использовать 

широкое окно, эффективно подавляющее шу­
мы, в чем можно непосредственно убедиться, 
сравнивая легочное и мягкотканное окно при 

ВРКТ легких (см. рис. 5. 14 в,  г ) . Таким обра­

зом, значительное уменьшение дозы становит­
ся возможным только в случаях, когда требует­
ся широкая установка окна. Это относится к 

легким и скелету. Улучшенный контраст при 

КТА (достигается благодаря применению со­

ответствующих протоколов инъекции конт­
растного средства и протоколов сканирова­

ния) может использоваться, чтобы уменьшить 

дозу на пациента, сохраняя достаточное отно­

шение сигнал/шум между сосудами и фоном. 

•  И с с л е д у е м а я  ч а с т ь  т е л а  х а р а к т е р и з у е т с я 

н е б о л ь ш и м  о с л а б л е н и е м  и з л у ч е н и я 

У худых пациентов и детей излучение ослаб­

ляется меньше, чем у полных. Этому соответ­
ствуют и более низкие требования к дозе. То же 

самое относится к областям и органам с низ­
ким ослаблением излучения: легким, шее и ко­

нечностям. 

Ориентировочно увеличение диаметра мяг­

ких тканей на каждые 4 см требует в фантомных 
экспериментах удвоения дозы излучения, чтобы 
поддерживать идентичный уровень шума в изоб­
ражениях. В клинической практике требуемое 
увеличение дозы, вероятно, меньше (согласно 

первым полученным результатам удвоение дозы 
на каждые 8 см), потому что у более полных па­

циентов имеется больше жира, являющегося 
внутренней контрастной средой, и поэтому ме­
ньше чувствительность к шумам. В то же время 
при исследовании детей требуется более резкий 
кернель для реконструкции изображений и тем 
самым — более высокая доза, чем показывают 

эти подсчеты. Однако в практике увеличение 

диаметра мягких тканей на каждые 4—8 см тре­
бует удвоения дозы и, наоборот, для худых паци­

ентов доза может быть снижена в 2 раза, если 
диаметр меньше на 4—8 см. 

КТ с высоким разрешением 

КТ грудной полости с высоким разрешени­

ем выполняется с разрывами: срез толщиной 

1—2 мм получают через каждые 10—20 мм. Это 

значительно уменьшает экспозиционную дозу 
в сравнении со спиральной КТ. У пациентов 
стандартных размеров DLP должно быть ниже 
50 мГрхсм и эффективная доза ниже 1 мЗв. 

При динамическом наблюдении и сканирова­
нии на выдохе возможно дополнительное сни­

жение дозы. 

КТ-скрининг 

МСКТ является отличным методом скри­

нинга бронхогенногорака, так как сканирование 
с первично тонкими срезами позволяет осу­

ществлять реконструкцию изображений для 
подозрительных областей с высоким прос­

транственным разрешением и таким образом 
устранять необходимость дополнительных 
сканирований у пациентов с обнаруженными 
узелками. Кроме того, становится гораздо 

проще прослеживать пациентов с множест­
венными узелками, особенно при использова­
нии алгоритмов автоматического обнаруже­
ния [диагноз, опосредуемый компьютером -
Computer Aided Diagnosis (CAD)]. Значения 
мАс должны быть адаптированы к размерам 
пациента, чтобы CTDI

VOl

 варьировал между 0, 6 

и 2 мГр. Однако качество изображения может 
значительно ухудшаться, если пациент слиш­
ком полный и использована слишком низкая 
установка экспозиции (см. рис. 7. 32). 

При однослойной СКТ для скрининга рака 

легкого рекомендуется коллимация 5 мм с 

питчем 2. Так как на таких толстых срезах 
меньше шум, чем при МСКТ с тонкими среза­
ми, можно выбрать даже еще более низкий 
CTDI

VO

| в диапазоне 0, 3—1 мГр. Однако в слу­

чае выявления узелков требуется дополнитель­
ное сканирование с тонкими срезами. 

При скрининге рака толстой кишки имеется 

высокий контраст между просветом кишки, за­
полненным воздухом, и стенкой кишки. В за­
висимости от размеров пациента может быть 
использован CTDI

VOL

| от 2 до 5 мГр (рис. 5. 16). 

Обязательна реконструкция изображений со 

zinref.ru

Многослойная спиральная компьютерная томография | Клиническая больница №122 имени Л.Г.Соколова Федерального Медико-Биологического Агентства

Многослойная (мультисрезовая) установка для спиральной компьютерной томографии Somatom Sensation 40 представляет собой поперечный рентгеновский томограф, в котором за один оборот трубки можно одновременно получать информацию о 40 аксиальных (поперечных) томографических срезах. Толщина слоя составляет 0,6 мм. Один оборот трубки длится в течение 0,37 секунды. Время исследования объема высотой 1,02 метра составляет около 40 секунд. Пространственное разрешение — 0,4 мм.      

Основным преимуществом мсКТ является т.н. «беспропусковое» сканирование, что предполагает получение данных от всего объема исследуемого слоя. То есть, условно говоря, вначале сканируется весь объем исследуемой области, а потом производится реконструкция интересующих врача томографических слоев с произвольными параметрами (толщина среза, шаг томографирования, ядра свертки и пр.).

  

Технология быстрого сканирования позволяет снизить лучевую нагрузку при исследовании даже больших объемов тканей. При этом эффективная поглощенная доза составляет всего 0.20-0.30 мЗв. В целом снижение лучевой нагрузки составляет 60-66%. Быстрое сканирование также ведет к возрастанию комфортности исследования. При этом информативность исследования во много раз выше, чем при обычной спиральной КТ. Высокая скорость сканирования обеспечивает  идеальные  условия  для  проведения  «болюсного»  исследования  с быстрым одномоментным внутривенным введением рентгеноконтрастного вещества (обычно — Ультравист-300). Данный прием превращает компьютерную томографию в ангиографическую методику, позволяющую визуализировать сосуды, как в двумерном, так и трехмерном виде. Данное свойство мсКТ используется в полной мере при  КТ-коронарографии, когда визуализация сердца не представляет никаких проблем, а синхронизация сканирования с ЭКГ позволяет получать не только изображения сердечной мышцы и коронарных сосудов, измерять их линейные размеры, но также оценивать физиологические параметры сердца. В этой ситуации мсКТ может выступать не только как методика коронарографии, но также и в роли скринингового метода, позволяя отбирать пациентов для проведения селективной ангиографии.

Одной из особенностей мсКТ является возможность оценки перфузии мозга и паренхиматозных органов живота. Высокая скорость сканирования делает ее идеальным методом лучевой диагностики у пострадавших, причем исследование головы и тела длится около 40 секунд.

 
Наиболее востребованные методики мсКТ:

  • КТ-ангиография;

  • КТ-коронарография;

  • КТ-кардиография с оценкой конечно-диастолического и конечно-систолического объемов, фракции выброса, минутного объема сердца и пр., массы миокарда, толщины стенок и утолщения стенки миокарда;

  • Определение наличия и степени кальцификации коронарных артерий;

  • Определение перфузии мозговой ткани;

  • Определение перфузии в ткани печени, поджелудочной железы, почек;

  • Виртуальная эндоскопия (бронхоскопия, колоноскопия). Минимальный размер визуализируемых опухолей составляет 2-3 мм;

  • Поиск мелких опухолей легких и подтверждение их природы при динамическом наблюдении;

  • Обнаружение и наблюдение за профессиональной пылевой патологией легких и диффузным их поражением;

  • Дентальная КТ для определения состояния костной ткани и расстояния до нижнечелюстного канала перед имплантацией зубов;

  • Исследование пострадавших с обширной и/или сочетанной травмой.

  • med122.com

    Спиральная и многослойная компьютерная томография

    -------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------

    2 3 4 7. Анализ изображений 

    Рис. 7.  4 0 .  П с е в д о т р о м б о з  л е г о ч н о й  а р т е р и и (стрелка) — редкое  я в л е н и е ,  о б у с л о в л е н н о е дифференци­

    а л ь н ы м  к о н т р а с т и р о в а н и е м ее  р а з л и ч н ы х ветвей  ( а ) .  Н е к о н т р а с т и р о в а н н ы е  л е г о ч н ы е вены могут симу­
    л и р о в а т ь  т р о м б ы ,  о д н а к о  о н и  л е г к о  о т л и ч и м ы от  а р т е р и й на  о с н о в е  а н а т о м и ч е с к и х  с о о т н о ш е н и й (6). 

    Н е к о н т р а с т и р о в а н н ы е  п е ч е н о ч н ы е вены (стрелки) могут  с и м у л и р о в а т ь  г и п о в а с к у л я р н ы е поражения, 
    о с о б е н н о в  р а н н е й  п о р т а л ь н о й  ф а з е  ( в ) . 

    Рис. 7. 41.  В ы с о к о к о н т р а с т н ы й  а р т е ф а к т ,  о б у с л о в ­

    л е н н ы й  к о н т р а с т и р о в а н н о й  п о д к л ю ч и ч н о й  в е н о й , 
    с и м у л и р у е т  п н е в м о т о р а к с (головки стрелок). 

    быть настолько слабым («истощение» фото­
    нов), что появляются типичные полосовид­
    ные артефакты. Этот эффект сопровождается 

    повышением жесткости пучка, что также соз­

    дает артефакты, симулирующие низкую плот­

    ность. После внутривенного введения конт­
    растного средства артефакты могут появлять­
    ся в местах, где по венам поступает кровь с 
    высокой концентрацией контрастного сред­
    ства, наиболее часто в брахиоцефальных ве­

    нах и верхней полой вене. Эти артефакты мо­
    гут полностью скрадывать сигнал, что приво­

    дит к КТ-картинам лоскута интимы или 

    пневмоторакса (рис. 7. 41, см. также рис. 9. 5). 
    Эти проблемы можно уменьшить, снижая 
    концентрацию вводимого контрастного сред­
    ства или сканируя в каудокраниальном на­

    правлении с одновременным промыванием 

    солевым раствором, чтобы освободить от 

    контрастного средства вены, находящиеся на 
    пути от места инъекции к сердцу (см. гл. 3). 

    Артефакты, зависящие от томографа 

    Большинство артефактов, которые зависят 

    от самого оборудования, обусловлены ошиб­

    ками использования, проблемами, связанны­
    ми с настройкой, или дефектами томографов. 

      Н е т о ч н о с т ь  К Т - ч и с е л 

    Неправильная калибровка томографа мо­

    жет привести к значительным ошибкам в 

    КТ-числах (рис. 7. 42 а). На многослойных 

    томографах неточная калибровка детекторов 

    вызовет гиподенсивные кольца, которые вра­
    щаются вокруг пациента и создают картину 
    волнообразных колебаний плотности (арте­
    факт зебры)
     при многоплоскостном перефор­

    матировании (рис. 7. 42 б). 

    Томограф должен калиброваться, по край­

    ней мере, один раз в день в зависимости от ре­
    комендаций производителя. Если отмечены 
    неточности, необходима перекалибровка. 

    На некоторых томографах низкая доза из­

    лучения или некоторые кернели конволюции 

    могут привести к неточностям измерений 
    КТ-чисел. Особенно важно не использовать 

    для измерений КТ-чисел кернели высокого 

    разрешения (рис. 7. 43). 

    Нужно также принимать во внимание вли­

    яние напряжения на трубке на КТ-числа. Чем 
    больше эффективный атомный номер скани­

    руемой области отличается от атомного номе­
    ра воды, тем большее влияние оказывает уста­

    новка кВ. Снижение кВ увеличивает КТ-чис­

    ла структур с высоким атомным номером, на-

    zinref.ru

    ​Спиральная компьютерная томография - KTdiagnostik.ru