Основы КТ-визуализации Часть 2. Постпроцессинговая обработка изображений

В первой части статьи [4] нами были рассмотрены основные вопросы, связанные с визуализацией двухмерных КТ-изображений, такие как выбор окна визуализации, измерение плотностей, расстояний и другие способы количественной оценки. Подобные простейшие манипуляции являются рутинными и используются при интерпретации каждого КТ-исследования.

Кроме этого, КТ-сканеры позволяют осуществлять более сложную обработку изображений –их двухмерную и трехмерную реконструкцию, о чем пойдет речь в данной статье.

Понятие постпроцессинга КТ-изображений.

Обработку исходных аксиальных КТ-изображений с целью создания новых изображений называют постобработкой, пост процессингом, или вторичной реконструкцией КТ-изображений [1, 5, 6, 9, 10, 12].

В отличие от первичной реконструкции, осуществляемой из сырых данных, для вторичной реконструкции сырые данные не требуются.

Основными задачами постпроцессинга КТ-изображений являются:

— улучшение оценки пространственных взаимоотношений органов и структур;

— наглядное представление КТ-данных (коммуникация с врачами других специальностей, выступление с презентациями, обучение)

— специальные клинические приложения для улучшения диагностики заболеваний [3, 8, 11];

— планирование некоторых видов лечения (виртуальная симуляция лучевой терапии, хирургическая навигация) [2].

Основные виды постпроцессинга КТ-изображений:

— мультипланарная реконструкция;

— отображение затененной поверхности;

— проекция максимальной интенсивности;

— проекция минимальной интенсивности;

— объемный рендеринг.

Мультипланарную реконструкцию относят к двухмерным (2D, от англ. dimension – измерение) реконструкциям, отображения затененной поверхности, проекции максимальной и минимальной интенсивности, объемный рендеринг – к трехмерным, или объемным (3D).

Возможность построения большинства перечисленных видов реконструкций входит в стандартное программное обеспечение современных КТ-сканеров.

Отдельное положение занимают наиболее сложные виды постпроцессинга (виртуальная эндоскопия, физиологическая визуализация, компьютер-ассистированная диагностика), которые относят к так называемым клиническим приложениям (англ. applications) КТ [3, 8, 11]. Это высокотехнологичные и достаточно дорогостоящие программные продукты, сочетающие в себе сразу несколько способов 2D- и 3D-представления информации, направленные на решение конкретных достаточно узких диагностических задач.

Результатом работы этих приложений является наглядное визуализационное представление КТ-данных, расчет количественных параметров (например, времени удвоения объема опухоли) или физиологических карт (например, карт перфузии головного мозга).

Обсуждение этих достаточно сложных программных пакетов выходит за рамки данной публикации.

Качество пост процессинговых реконструкций напрямую зависит от характеристик исходных КТ-изображений, в первую очередь от толщины аксиальных срезов, а также использования внутривенного контрастного усиления.

Для практической иллюстрации роли этих факторов все представленные в данной главе 2D- и 3D-реконструкции построены в результате обработки КТ-исследований только 2 пациентов

Пациентке Г. 46 лет с лимфомой желудка выполнено нативное (без внутривенного контрастного усиления) КТ-исследование брюшной полости с толщиной аксиальных срезов 7 мм. Опухолей в желудке при этом не выявлено.

Через несколько дней КТ-исследование повторено после предварительного заполнения желудка водой peros для расправления его стенок. Сканирование осуществлено тонкими (1,5 мм) срезами, в результате чего выявлена небольшая опухоль в антральном отделе. Помимо иллюстрации возможностей различных видов вторичных реконструкций, данный пример демонстрирует важность правильной подготовки и методики КТ-исследования (рис. 1, 3, 5, 7, 10).

Пациенту Ш. 36 лет с хроническим панкреатитом и псевдокистой выполнена КТ брюшной полости с болюсным внутривенным контрастным усилением (КТ-ангиография, КТА) (рис. 2, 6, 8, 9, 11). Поскольку внутривенное контрастирование существенно повышает информативность некоторых видов КТ-реконструкций, сравнительное рассмотрение КТ-исследований 2 пациентов позволит лучше понять преимущества и недостатки каждого из основных видов постпроцессинга.

Мультипланарная реконструкция. После того, как исходные аксиальные КТ-изображения были реконструированы из сырых данных, они могут быть перестроены в любой плоскости – сагиттальной, коронарной, наклоненной (косой) или изогнутой (криволинейной).

Получаемые при этом двухмерные изображения называют мультипланарными (многоплоскостными) реконструкциями или мультипланарными реформациями (МПР, англ. multiplanar reformation, MPR). Некоторые авторы считают термин «реформация» более правильным, поскольку он подчеркивает независимость создания МПР от сырых данных. В русскоязычной литературе чаще встречается термин «мультипланарная реконструкция».

Для понимания механизма построения МПР серия аксиальных КТ-изображений может быть представлена в виде стопки слоев, каждый из которых состоит из рядов и столбцов вокселей.

Поскольку воксели в соседних слоях непосредственно прилежат друг к другу, компьютер может построить новую серию изображений в любой плоскости, не меняя при этом размер вокселя. Размеры вокселей в плоскости аксиального среза достаточно малы (при КТ-исследовании брюшной полости порядка 0,6 × 0,6 мм).

Поэтому фактором, определяющим пространственное разрешение МПР в неаксиальных плоскостях, является высота вокселя, равная толщине аксиального среза. При большой толщине исходных аксиальных изображений на МПР по контуру органов и структур будет видна «ступенька», по высоте соответствующая толщине аксиального среза (см. рис. 1).

Если толщина аксиального среза равна или приближается к размеру вокселя в плоскости среза, то воксель по форме является кубиком или приближается к нему. В этом случае качество МПР во всех плоскостях будет одинаковым.

Такие реконструкции называют изотропическими, т.е. имеющими одинаковое пространственное разрешение во всех направлениях. Для получения изотропического разрешения толщина аксиальных срезов, как правило, не должна превышать 1–1,5 мм. Толщина срезов может быть больше, но в этом случае соседние срезы должны накладываться друг на друга.

Кроме создания МПР в различных плоскостях по прямой линии имеется режим криволинейной МПР (англ. curved reformation). Линия, по которой строится такая реконструкция, имеет изогнутый ход в плоскости одного или нескольких КТ-изображений (не обязательно аксиальных), в результате чего удается «выпрямить» трехмерный объект и проецировать его на плоскость.

Такой вид реконструкции особенно удобен для визуализации удлиненных анатомических структур неправильной формы, например, позвоночника при его сколиотической деформации или поджелудочной железы, отделы которой имеют изогнутую форму на аксиальном изображении и находятся в разных срезах (см. рис. 2).

Криволинейная реконструкция применяется также для «выпрямления» сосудов (например, коронарных артерий) с целью измерения поперечного сечения. Такие измерения, впрочем, обладают определенной погрешностью.

По умолчанию МПР имеют толщину,равную толщине исходных аксиальных КТ-изображений. При необходимости можно построить МПР с большей толщиной, так называемые толстые МПР (англ. thick MPR). Для этого компьютер складывает воксели в соседних срезах, формируя более толстый слой, значения КТ-чисел этих вокселей усредняются.

Построение толстых аксиальных МПР из тонких аксиальных срезов широко используется для уменьшения количества просматриваемых изображений. Например, при КТА брюшной полости получено 200 аксиальных изображений с толщиной среза 1,25 мм. Тонкие срезы будут использованы для построения изотропических МПР в неаксиальных плоскостях (рис. 2, б), однако рутинный просмотр такого большого количества аксиальных изображений достаточно трудоемок. Поэтому срезы 1,25 мм целесообразно перестроить в толстые аксиальные МПР, например, толщиной 5 мм. Общее количество изображений при этом уменьшается примерно до 50. Если толщина МПР достаточно большая, чтобы включить весь объем просканированных тканей, получают так называемую проекцию средней интенсивности (англ. Average Intensity Projection, AIP).

В AIP все воксели объема суммируются, а получаемое изображение напоминает цифровую рентгенограмму (см. рис. 3). Подобная техника наиболее применима в травматологии и ортопедии, позволяя на суммационном КТ-изображении лучше визуализировать линии перелома костей и положение металлоконструкций.КТ-числа в срезе любой толщины усредняются и отображаются на мониторе компьютера в виде плоского изображения.

Отличием 3D-изображений от 2D является не только появление третьего измерения – глубины – но и возможность осмотреть 3D-модель со всех сторон либо заглянуть внутрь нее. Для описания процесса получения и визуализации трехмерных объектов в компьютерной графике и медицине применяют термин «трехмерный рендеринг» (от англ. rendering – представление, изображение, передача).

3D-рендеринг использует специальные компьютерные алгоритмы для трансформации 2D-изображений в реалистичное объемное представление объекта – его виртуальную модель. В этом отношении КТ-визуализация не отстает от современных компьютерных технологий виртуальной реальности, наглядным примером чего является виртуальная КТ-колоноскопия.

Методы 3D-рендеринга КТ-изображений могут быть разделены на две группы, основанные на использовании:

— пороговых методик обработки изображений (англ. thresholding), результатом которых является отображение трехмерных поверхностей (рендеринг поверхностей);

— всего объема КТ-данных с варьированием вклада различных значений плотностей в построение трехмерного изображения (рендеринг объемов).

Пороговые методики используются для построения отображений затененных поверхностей.

Методики второй группы используются для создания изображений объемного рендеринга. Проекции максимальной и минимальной интенсивности занимают промежуточную позицию. С методами объемного рендеринга их объединяет возможность рассмотрения деталей в глубине объема, а с пороговыми методиками – невозможность регулировки степени прозрачности объекта.

Общим недостатком 3D-реконструкций является ненадежность, а порой и невозможность измерения в трехмерном пространстве плотностей и расстояний, поскольку алгоритм рендеринга оказывает существенное влияние на способ представления и пространственные взаимоотношения структур.

Еще один недостаток – операторозависимость 3D-изображений, являющихся результатом работы конкретного человека. В процессе обработки может быть потеряна часть важной диагностической информации либо создано ложное впечатление об определенных свойствах объектов.

Поэтому 3D-изображения в большинстве случаев не предназначены для целей диагностики, их главная цель –наглядное представление информации.

Интерпретировать их необходимо с осторожностью и всегда совместно с аксиальными КТ-изображениями.

Отображение затененной поверхности, или поверхностно-оттененное изображение (англ. Surface Shaded Display, SSD), – метод построения поверхностей трехмерных объектов путем выделения наружных вокселей в каждом срезе. SSD были первым видом 3D-рендеринга, примененным к медицинским изображениям еще в 1970-х годах.

Для построения SSD из всего объема КТ-данных выбираются воксели, одновременно удовлетворяющие двум требованиям:

— плотность вокселей больше установленного порогового значения КТ-чисел;

— они расположены на первой на пути каждого луча зрения границе структур.

Например, при пороге 150 единиц Хаунсфилда (HU) воксели с плотностью более 150 HU, первыми встречающиеся на пути каждого луча зрения, будут участвовать в формировании изображения (рис. 4).

Остальные воксели на SSD не представлены, т.е. значительная часть КТ-данных оказывается невостребованной.

Из отобранных вокселей реконструируется поверхность, которая подсвечивается виртуальным источником света, что создает эффект тени и усиливает ощущение реалистичности трехмерного объекта.

Используемый при построении SSD математический подход называется бинарным, т. е. воксели в зависимости от порогового значения КТ-плотностей либо участвуют в формировании изображения, либо не участвуют. Поскольку после проведения бинарной классификации плотностная информация уже не влияет на представление изображения, SSD-реконструкции имеют один цвет, а оттенки формируются только за счет использования виртуальной подсветки.

В противоположность этому, при построении изображений объемного рендеринга применяют так называемый непрерывный (англ. continuous) подход, позволяющий отображать разные структуры разным цветом в зависимости от их КТ-плотности.

SSD используют для отображения как наружных, так и внутренних поверхностей объектов, в частности:

— наружных поверхностей тела, костных структур (рис. 5) и законтрастированных сосудов (рис. 6);

— внутренних поверхностей полых органов (виртуальная эндоскопия).

Недостатками SSD-реконструкций являются:

— возможность визуализировать только объекты, имеющие хорошо выраженную поверхность;

— невозможность оценить внутреннюю структуру объекта (например, даже более плотные структуры внутри объекта не будут отображены, если расположенные кпереди от них ткани с меньшей плотностью входят в пороговое значение плотности, рис. 5а);

— потеря информации о КТ-плотности тканей (например, стенка сосуда и кальцинированные бляшки на ней будут изображены на SSD одним цветом);

— критическая зависимость отображения структур от выбранного значения порога плотностей.

Так, степень стеноза сосуда на SSD занижается, если выбрано слишком низкое пороговое значение плотности, и переоценивается, если выбрано слишком высокое пороговое значение. При завышении порога в стенках сосудов могут появиться просветы (дыры), что называют «разъеданием» стенки (cм. рис. 6).

По указанным причинам SSD не подходят для проведения рутинной диагностики и используются только для трехмерного представления результатов визуализации. После появления в конце 1980-х годов. техники объемного рендеринга, практически лишенной указанных недостатков и имеющей собственные весомые преимущества, области использования SSD еще более сузились.

В настоящее время SSD используют главным образом в таком важном клиническом приложении, как виртуальная эндоскопия.

Проекции максимальной и минимальной интенсивности

Проекция максимальной интенсивности (англ. Maximum Intensity Projection, MIP) – вид 3D-рендеринга, при котором из всех вокселей по ходу луча зрения выбираются и отображаются воксели с максимальной плотностью (см. рис. 4). Этот метод показывает самые плотные ткани просканированного объема – кости, инородные металлические предметы, заполненные контрастным веществом сосуды и полости независимо от того, расположены они на поверхности или в глубине объема. Структуры с меньшей КТ-плотностью, в том числе большинство паренхиматозных органов, практически не визуализируются.

MIP является одним из лучших методов визуализации костной анатомии/патологии (рис. 7) и базовым методом анализа КТ-ангиографических изображений (см. рис. 8) [7].

Поскольку, в отличие от SSD, MIP не зависит от по-роговых значений плотностей, визуализация законтрастированных сосудов более воспроизводима (меньше зависит от оператора), а оценка просвета точнее.

Этот вид реконструкции хорошо подходит для быстрой визуализации сосудистого русла любых областей исследования, сосудов в паренхиме органов, таких, как почка и печень, коллатерального кровообращения. MIP наглядно показывают обрывы артерий при ишемическом инсульте и тромбоэмболии легочных артерий.

Для построения MIP используется весь объем просканированных тканей, в результате чего получают суммационное изображение. При необходимости выделения определенного участка объема может быть построена MIP слоя необходимой толщины – так называемая тонкая MIP (англ. thin MIP). Подобно МПР, слой может быть выделен в любой плоскости (см. рис. 7).

Использование тонкой MIP особенно полезно при КТ-ангиографии, позволяя удалить кости из плоскости реконструкции и улучшить визуализацию сосудов (см. рис. 8).

К недостаткам MIP следует отнести:

— отсутствие визуализации тканей, имеющих не самую высокую плотность по ходу луча зрения (паренхиматозные органы);

— суммационный эффект, выражающийся в перекрытии изображений плотных структур друг другом;

— отсутствие по сравнению с изображениями объемного рендеринга восприятия глубины объектов.

Примерами негативного воздействия эффекта суммации на MIP реконструкциях КТ-ангиографических изображений являются:

— перекрытие изображений сосудов и костей законтрастированным per os желудком;

— перекрытие изображений сосудов костными структурами;

— перекрытие изображений сосудов другими сосудами, расположенными ближе или дальше по лучу зрения (в том числе наложение артерий и вен);

— затруднение оценки просвета сосудов в зоне кальцинации стенки.

Для решения проблем суммации на MIP-изображениях рекомендуется:

— перед КТ-ангиографией брюшной полости для заполнения желудка давать пить не водорастворимое йодсодержащее контрастное вещество, а воду;

— вращать и рассматривать MIP

— использовать тонкие MIP;

— для оценки просвета кальцинированных сосудов сопоставлять MIP с исходными КТ-изображеними для изображениями объемного рендеринга;

— использовать инструменты ручной или автоматической сегментации структур, с помощью которых мож-но, например, удалить изображение костей (рис. 8г).

Проекция минимальной интенсивности (англ. Minimum Intensity Projection, MinIP) является противоположностью проекции максимальной интенсивности и показывает воксели с наименьшей плотностью по ходу луча зрения (см. рис. 4).

Такой вид реконструкции особенно полезен для визуализации бронхов или расширенных желчных протоков (см.рис. 9). MinIP помогает в визуализации бронхиальной фистулы или разрыва бронха, при выборе бронхов для эндоскопической зондовой аспирации, бронхоальвеолярного лаважа или трансбронхиальной биопсии.

Объемный рендеринг

Для построения SSD, MIP и MinIP используется не более 10 % КТ-данных: в первом случае из всего объема вокселей выбираются лишь расположенные на границе поверхностей, во втором – воксели с максимальной или минимальной плотностью. В противоположность этому для построения изображений объемного рендеринга используются все воксели просканированного объема, что делает этот вид реконструкции наиболее предпочтительным способом 3D-визуализации КТ-данных [5, 7].

Объемный рендеринг (англ. VolumeRendering, VR), или объемное представление, – разновидность 3D-рендеринга, при которой все воксели по ходу луча зрения участвуют в формировании изображения. Тканям в различных интервалах КТ-плотностей присваивается разный цвет с возможностью регулирования степени прозрачности.

Процесс создания изображений VR гораздо более сложен, чем SSD- и MIP-реконструкций, при которых используется бинарная классификация вокселей (воксели либо включаются в изображение, либо нет).

Построение изображений VR основано на непрерывной классификации, т. е. для каждого вокселя в зависимости от КТ-плотности устанавливается цвет и определяется степень его вклада в изображение. Алгоритм создания изображений VR включает следующие этапы:

1) воксели относят к определенному интервалу плотностей, каждому интервалу присваивается цвет, например, костным структурам, имеющим высокую плотность, может быть присвоен желтый цвет, мягкотканым органам – розовый (см. рис. 10). Плотность некоторых тканей может частично заходить в интервал плотностей других тканей, поэтому на границах интервалов устанавливают переходную зону, в которой вклад вокселей в формирование изображения плавно или резко снижается от 100 до 0 %.

Графическое изображение регулировок каждого из интервалов плотностей имеет форму трапеции.

Границы интервалов могут регулироваться путем ручного введения значений плотностей или интерактивно наподобие изменения параметров ширины и центра окна визуализации. Ткани вне выбранных интервалов плотностей не участвуют в формировании изображения;

2) каждому интервалу плотностей присваивается требуемая степень непрозрачности (англ. opacity) от 100% (в этом случае интенсивность ткани соответствует ее КТ-плотности) до 0 % (ткань полностью прозрачна).

Такая интерактивная регулировка осуществляется с помощью задания высоты трапеции;

3) подобно реконструкциям SSD, добавляется виртуальный источник света, с помощью которого модифицируется степень отражения от поверхностей и создается более реалистичное трехмерное восприятие объекта.

Результатом таких манипуляций является представление на одном объемном изображении тканей с разной плотностью разным цветом с регулируемой степенью прозрачности.

Можно заглянуть внутрь объектов, поочередно визуализировать поверхностные и более глубоко расположенные структуры.

Например, снижая непрозрачность (увеличивая прозрачность) паренхимы печени, можно отобразить ее законтрастированные сосуды. Наилучший визуальный эффект достигается при построении изображений VR из КТ-ангиографических данных (рис. 11).

Как и в случае с MIP, VR может быть применен ко всему объему тканей (рис. 11, а, б) или к слою необходимой толщины, что называют тонкий VR (англ. thin VR) (рис. 11, в).

Преимуществами изображений VR по сравнению с SSD являются:

— влияние плотностной информации на построение изображений;

— отображение тканей в разных диапазонах плотностей разным цветом (цветовое картирование);

— возможность визуализировать ткани не только на поверхности, но и в глубине объема.

— в построении изображения VR принимают участие воксели разных, а не только самых высоких плотностей, что позволяет визуализировать мягкотканые структуры;

— отображение тканей в разных диапазонах плотностей разным цветом (цветовое картирование);

— лучшее восприятие глубины трехмерных объектов, пространственных взаимоотношений накладывающихся структур с минимальным эффектом суммации.

Вместе с тем VR является наиболее операторозависимым видом реконструкции, требующим ручного выбора границ интервалов плотностей и степени их непрозрачности. Как и в случае с MIP и SSD, количественные измерения на изображениях VR ненадежны. Поэтому, несмотря на все достоинства, такие реконструкции не должны использоваться для проведения первичной диагностики.

Заключение

Для изотропической визуализации необходимы тонкие аксиальные КТ-срезы.

Еще недавно приходилось искать компромисс между получением тонких срезов, продолжительностью задержки дыхания и длиной зоны сканирования, что было следствием технического несовершенства КТ-оборудования.

Преимуществом современных многосрезовых (мультиспиральных) сканеров является получение «всего и сразу», т.е. можно просканировать требуемую зону тонкими срезами за одну задержку дыхания.

В результате этого КТ по своим мультипланарным свойствам сравнялась с МРТ, а мультипланарный просмотр КТ-изображений становится обычным делом в ряде отделений лучевой диагностики. Постпроцессинг изображений расширяет возможности КТ-диагностики и визуального представления информации.

Хоружик С.А. Республиканский научно-практический центр онкологии и медицинской радиологии им. А.А. Александровой,отделение лучевой диагностики

Михайлов. А.Н. Белорусская медицинская академия последипломного образования (Бел МАПО),кафедра лучевой диагностики

Список литературы

1.Солодкий В. А., Котляров П. М., Щербахина Е. В. и др.Роль мультипланарных реконструкций при постпроцессинговой обработке изображений в диагностике очаговых образований легких // Мед. визуа-лизация. 2010. No 2. С. 81–87.

2.Федоров В. Д., Кармазановский Г. Г., Цвиркун В. В. и др. Новые возможности спиральной компьютерной томографии – виртуальная хирургия // Мед. визуализация. 2000. No 2. С. 15–18.

3.Хомутова Е. Ю., Игнатьев Ю. Т., Скрипкин Д. А. и др.Виртуальная колоноскопия: методика проведения // Радиология — практика. 2009. No 2. С. 21–27.

4.Хоружик С. А., Михайлов А.Н. Основы КТ-визуализации. Ч. 1. Просмотр и количественная оценка изображений // Радиология — практика. 2011. No 3 С. 53–61.

5.Calhoun P.S., Kuszyk B. S., Heath D. G. et al. Three-dimensional volume rendering of spiral CT data: theory and method // Radiogr. 1999. V. 19. No 3. P. 745–764.

6.Cody D. D.AAPM/RSNA physics tutorial for residents: topics in CT. Image processing in CT // Radiogr. 2002. V. 22. No 5. P. 1255–1268. 7. Fishman E. K., Ney D. R., Heath D. G. et al.Volume rendering versus maximum intensity projection in angiography: what works best, when, and why // Radiogr. 2006. V. 26. No 3. P. 905–922.

8.Goldin J. G., Brown M. S., Petkovska I.Computer-aided diagnosis in lung nodule assessment // J. Thorac Ima-ging. 2008. V. 23. No 2. P. 97–104.

9.Luccichenti G., Cademartiri F., Pezzella F. R. et al.3D reconstruction techniques made easy: know-how and pictures // Eur. Radiol. 2005. V. 15. No 10. P. 2146–2156.

10. Parrish F. J.Volume CT: state-of-the-art reporting // Am. J. Roentgenol. 2007. V. 189. No 3. P. 528–534.

11.Wintermark M., Sincic R., Sridhar D. et al.Cerebral perfusion CT: tech nique and clinical applications // J. Neuroradiol. 2008. V. 35. No 5. P. 253–260. 12. Zonneveld F. W., Prokop M. Постпро-цессинг изображений в эру муль-тисрезовой компьютерной томогра-фии // Мед. визуализация. 2004. No 4. С. 137–