ВСТУП

Давня латинська приказка говорить: "Diagnosis cetra - ullae therapiaefundamentum "(" Достовірний діагноз - основа будь-якого лікування "). НаПротягом багатьох століть зусилля лікарів були спрямовані на вирішеннязапеклій завдання - поліпшення розпізнавання захворювань людини.

Потреба в метод, який дозволив би заглянути всередину чоло -веческого тіла, не пошкоджуючи його, була величезною, хоча і не завждиусвідомленої. Адже всі відомості, що стосуються нормальної і патологічноїанатомії людини, були засновані тільки на вивченні трупів. Після того,як в Європі стали широко вивчатися розтину трупів, лікарі змогли вивчитибудова органів людини, а також зміни, які вони зазнають притих чи інших захворюваннях.

Яку величезну користь приніс би безпосередній огляд челове -тичного організму, якби він став раптом "прозорим"! І навряд чи хто -небудь з учених минулого міг припустити, що ця мрія цілкомздійсненна.

Потреба побачити не оболонку, а структуру організму живої людини,його анатомію та фізіологію була настільки нагальною, що, коли чудові промені,дозволяли здійснити це на практиці, були нарешті відкриті, звичайноконсервативні і часто недовірливі до нововведень лікарі майже відразу зрозуміли,що в медицині настала нова ера.

Уже в перші дні і тижні після того, як стало відомо проіснування і властивості цих променів, лікарі різних країн почализастосовувати їх для дослідження найважливіших органів і систем людськоготіла. Протягом першого ж року з'явилися сотні наукових повідомлень вдруку, присвячених результатами таких досліджень.

Кількість повідомлень в наступні роки поступово зростала. З'ясовуються всінові можливості рентгенологічного методу. З'явилися перші книги,присвячені цим методом. Незабаром ця література стала неозорої.

У 1946 р. відомий радянський клініцист і організатор охорони здоров'я
Н. Н. пріорів на засіданні, присвяченому 50-річчю рентгенології, говорив:
"Що стало б сьогодні з фізіатріей і урології, гінекології таотоларингології, неврології та онкологією, хірургією та ортопедії,офтальмології і травматології, якби позбавити їх того, що даларентгенологія в області діагностики і лікування? "

Але процес науки і техніки нестримний. Не встигли лікарі повністюосвоїти можливості рентгенівських променів в діагностиці, як з'явилисяінші методи, що дозволяють отримати зображення внутрішніх органівлюдину, що доповнюють дані рентгенологічного дослідження. До нихвідносяться радіонуклеідное та ультразвукове дослідження, теплобачення,ядерно-магнітний резонанс, фотонна емісія і деякі інші методи, щеякі не отримали широкого розповсюдження.

Ці способи засновані на використанні близьких за своєю природоюхвильових коливань, для проникнення яких тканини людського тіла неє непереборною перешкодою. Вони об'єднуються і тим, що врезультаті взаємодії хвильових коливань з органами та тканинами ор -ганізма на різних приймальниках - екрані, плівці, папері та ін - виникаютьїхні зображення, розшифровка яких дозволяє судити про стан різниханатомічних утворень.

Такими чином, усі зазначені методи принципово близькірентгенодіагностиці як за своєю природою, так і за характером кінцевогорезультату їх застосування.

Впровадження у практику цих методів (поряд з рентгенології) призвело довиникнення нової великої медичної дисципліни, що отримала за кордономназва діагностичної радіології (від латинського radius - промінь), а у нас --променевої діагностики.

Можливості цієї дисципліни в розпізнаванні захворювань людинидосить великі. Їй доступні практично всі органи і системи людини, всеанатомічні утворення, розміри яких вище мікроскопічних.

На відміну від класичних медичних методик (пальпації, перкусії,аускультації) основним аналізатором інформації, що отримується способамипроменевої діагностики, є орган зору, за допомогою якого миотримуємо близько 90% відомостей про навколишній світ, і притому найбільшдостовірних. Коли широка мережа медичних установ буде оснащенависокоякісної апаратурою, що дозволяє використовувати всі можливостіпроменевої діагностики, а лікарі, що працюють в цих закладах, будуть навченіповодження з цієї складної апаратурою і, головне, повноцінної розшифровціодержуваних з її допомогою зображень, діагностика основних захворюваньлюдини стане більш ранньої та достовірної не тільки у великих науково -дослідницьких і клінічних центрах, а й на передовому краї нашогоохорони здоров'я - в поліклініках та районних лікарнях. У цихустановах працює основна маса лікарів. Саме сюди звертаєтьсяпереважна більшість хворих при виникненні будь-яких тривожнихсимптомів. Від рівня роботи саме цих лікувально-діагностичних закладівв кінцевому підсумку залежить рання та своєчасна діагностика, аотже багато в чому і результати лікування переважної більшостіхвороб. [№ 1, стор 3-6]

РОЗВИТОК КОМП'ЮТЕРНОЇ ТОМОГРАФІЇ

Винахід рентгенівської томографії з обробкою одержуваноїінформації на ЕОМ зробило переворот в області отримання зображення вмедицині. Вперше повідомив про новий метод інженер G. Hounsfield (1972).
Апарат, виготовлений і випробуваний групою інженерів англійськоїфірми "EMI", отримав назву ЕМІ-сканера. Його застосовували лише длядослідження головного мозку.

G. Hounsfield у своєму апараті використав кристалічний детектор зфотоелектронні помножувачі (ФЕУ), проте джерелом була трубка, жорсткопов'язана з детектором, яка робила спочатку поступальний, а потімобертальний (1O) рух при постійному включенні рентгенівськоговипромінювання. Такий пристрій томографа дозволяло отримати томограму за 4 -
20 хв.

Рентгенівські томографи з подібним пристроєм (I покоління)застосовувалися тільки для дослідження головного мозку. Це пояснювалося яквеликим часом дослідження (візуалізації тільки нерухомих об'єктів),так і малим діаметром зони томографірованія до (24 см). Однак що отримуєтьсязображення несло велику кількість додаткової діагностичноїінформації, що послужило поштовхом не тільки до клінічного застосування новоїметодики, але і до подальшого вдосконалення самої апаратури.

Другим етапом у становленні нового методу дослідження був випуск до
1974р. комп'ютерних томографів, що містять кілька детекторів. Післяпоступального руху, яке проводилося швидше, ніж у апаратів
I покоління, трубка з детекторами робила поворот на 3-10o, щосприяло прискоренню дослідження, зменшення променевого навантаження напацієнта і поліпшення якості зображення. Однак час отримання однієїтомограми (20-60 с) значно обмежувало застосування томографів IIпокоління для дослідження всього тіла з огляду на неминучих артефактів,що з'являються з-за довільних і мимовільних рухів. Аксіальнийрентгенівські комп'ютерні томографи даної генерації знайшли широкезастосування для дослідження головного мозку в неврологічних інейрохірургічних клініках.

Отримання якісного зображення зрізу тіла людини на будь-якомурівні стало можливим після розробки у 1976-1977 рр.. комп'ютернихтомографів III покоління. Принципова відмінність їх полягало в тому, щобуло виключено поступальний рух системи трубка-детектори,збільшені діаметр зони дослідження до 50-70 см і первинна матрицякомп'ютера (фірми "Дженерал Електрик", "Пікер", "Сіменс", "Тошиба",
"ЦЖР"). Це призвело до того, що одну томограму стало можливим отриматиза 3-5 с при обороті системи трубка-детектори на 360O. Якістьзображення значно покращився і стало можливим обстеженнявнутрішніх органів.

З 1979 р. деякі провідні фірми почали випускати комп'ютернітомографи IV покоління. Детектори (1100-1200 шт.) В цих апаратахрозташовані по кільцю і не обертаються. Рухається тільки рентгенівськатрубка, що дозволяє зменшити час отримання томограми до 1-1,5 с приповороті трубки на 360o. Це, а також збір інформації під різними кутамизбільшує обсяг отримуваних відомостей при зменшенні витрат часу натомограму.

У 1986 р. відбувся якісний стрибок у апаратобудуванні длярентгенівської комп'ютерної томографії. Фірмою "Іматрон" випущенийкомп'ютерний томограф V покоління, що працює в реальному масштабі часу.
У 1988 р. комп'ютерний томограф "Іматрон" купила фірма "Пікер" (США) ітепер він називається "Фастрек".

З огляду на зацікавленість клінік у придбанні комп'ютернихтомографів, з 1986 р. визначився напрямок з випуску "дешевих"компактних систем для поліклінік і невеликих лікарень (М250, "Меди -тек "; 2000т," Шімадзу "; СТ МАХ," Дженерал Електрик "). Володіючи деякимиобмеженнями, пов'язаними з числом детекторів або часом і обсягомінформації, що збирається, ці апарати дозволяють виконувати 75-95% (вЗалежно від виду органу) досліджень, доступних "великим" комп'ютернимтомографа. [№ 2, стор 8-10]

ФІЗИЧНІ ТА ТЕХНІЧНІ ОСНОВИ ТОМОГРАФІЇ

Принципи освіти пошарового зображення

При виконанні звичайної рентгенограми три компоненти - плівка,об'єкт і рентгенівська трубка - залишаються в спокої. Томографічний ефектможна отримати за таких комбінаціях:
1. нерухомий об'єкт і рухомі джерело (рентгенівська трубка) і приймач (рентгенографічних плівка, селенових пластина, кристалічний детектор і т.п.) випромінювання;
2. нерухомий джерело випромінювання і рухомі об'єкт і приймач випромінювання;

Рис.1 Принцип освіти пошарового зображення.

F0, F1, F2-нульове, початкове і кінцеве положення фокуса рентгенівської трубки; j - 1/2 кута повороту трубки; S-поверхню столу;

Т-об'єкт дослідження; О-точка виділяється шару; О1, О2-точки, що знаходяться вище і нижче виділяється шару; О `, О `` -- проекції точки О на плівці при початковому і кінцевому положеннях фокуса рентгенівської трубки; О1 `, O1 ``-проекції точки О1 на плівці при тих же положеннях фокуса трубки; О2`, О2 ``-проекції точки О2 при тих же положеннях фокуса трубки; Про `` `-проекції всіх точок на плівці при нульовому положенні рентгенівської трубки.

3. нерухомий приймач випромінювання і рухомі об'єкт і джерело випромінювання. Найбільш поширені томографи з синхронним переміщенням трубки і плівки в протилежних напрямках при нерухомому об'єкті дослідження. Рентгенівський випромінювач та касети-власника з приймачем випромінювання (рентгенівська плівка, селенових пластина) з'єднують жорстко за допомогою металевого важеля. Вісь обертання важеля

(переміщення трубки і плівки) знаходиться над рівнем столу і її можна довільно переміщати.

Як показано на рис.1, при переміщенні трубки з положення F1 уположення F2, проекція точки О, яка відповідає осі обертанняважеля, буде постійно перебувати в одному і тому ж місці плівки. Проекціяточки Про нерухома щодо плівки і, отже, її зображеннябуде чітким. Проекції точок О1 і О2, що знаходяться поза виділяється шару, зпереміщенням трубки і плівки змінюють своє положення на плівці і,отже, їх зображення буде нечітким, розмазаним. Доведено, щогеометричним місцем точок, проекції яких при русі системинерухомі щодо плівки, є площина, паралельнаплощині плівки і що проходить через вісь закінчення системи. На томограмі,таким чином, будуть чіткими зображення всіх точок, що знаходяться вплощині на рівні осі обертання системи, тобто в виділяєтьсятомографічної шарі.

На малюнку показано переміщення трубки і плівки по траєкторіїпряма-пряма, тобто по паралельних прямолінійним направляють. Такітомографи, які мають найпростішу конструкцію, отримали найбільшупоширення. У томографах з траєкторіями дуга-дуга, дуга-прямагеометричним місцем точок, проекції яких при русі системинерухомі щодо плівки, є площина, паралельніплощині плівки і що проходить через вісь хитання системи; виділяється шартакож плоскої форми. Через більш складної конструкції ці томографи отрималименшого поширення.

Описані вище апарати відносяться до лінійних томографа (з лінійнимитраєкторіями), так як проекції траєкторій руху системи трубка-плівкана що виділяється площину мають вигляд прямої лінії, а тіні розмазування маютьпрямолінійну форму.

За кут повороту (гойдання) трубки 2j в таких томографах беруть кутїї повороту з одного крайнього положення в інше; переміщення трубки віднульового положення одно j.

У томографах з нелінійним розмазування переміщення системи трубка --плівка відбувається за криволінійним траєкторіях - кола, еліпса,гіпоціклоіде, спіралі. При цьому відношення відстаней фокус трубки --центр обертання і центр обертання - плівка зберігається постійним. І в цихвипадках доведено, що геометричним місцем точок, проекції яких прирусі системи нерухомі щодо плівки, є площина,паралельна площині плівки і що проходить через вісь хитання системи.
Розмазування зображення точок об'єкта, що лежать поза виділяється площині,відбувається за відповідними кривими траєкторіями руху системи.
Розмазується зображення повторюють на плівці траєкторію переміщення фокусурентгенівської трубки.

При симультанної (багатошарової) томографії в один прийом (однепереміщення трубки і плівки в протилежних напрямках) отримуютькілька томограм завдяки розташуванню в одній касеті декількохплівок, розташованих на деякій відстані один від одного. Проекціязображення першого шару, що знаходиться на осі обертання системи (обраноївисоті шару), виходить на верхній плівці. Геометрично доведено, що наподальших плівках отримують своє зображення нижележащие паралельні доосі руху системи шари, відстані між якими приблизно рівнівідстаней між плівками. Основним недоліком поздовжньої томографіїє те, що розпливчасті зображення вище-і нижележащих площинз небажаною інформацією зменшують природну контрастність.
Внаслідок цього сприйняття в виділяється шарі тканин з невисокоюконтрастністю погіршується.

Зазначеного недоліку позбавлена аксіальна комп'ютерна рентгенівськатомографія. Це пояснюється тим, що суворо коллімірованний пучокрентгенівського випромінювання проходить тільки через ту площину, якацікавить лікаря. При цьому реєстрація розсіяного випромінювання зведена домінімуму, що значно покращує візуалізацію тканин, особливо малоконтрастних. Зниження реєстрації розсіяного випромінювання при комп'ютернійтомографії здійснюється коліматорами, один з яких розташований навихід рентгенівського пучка з трубки, інший - перед складанням детекторів.

Відомо, що при однаковій енергії рентгенівського випромінювання матеріалз більшою відносною молекулярною масою буде поглинатирентгенівське випромінювання більшою мірою, ніж речовина з меншоювідносною молекулярною масою. Подібне ослаблення рентгенівськогопучка може бути легко зафіксовано. Однак на практиці ми маємо справу забсолютно неоднорідним об'єктом - тілом людини. Тому частотрапляється, що детектори фіксують кілька рентгенівських пучківоднакової інтенсивності в той час, як вони пройшли через абсолютнорізні середовища. Це спостерігається, наприклад, при проходженні черезоднорідний об'єкт достатньої довжини і неоднорідний об'єкт з такоюж сумарною щільністю.

При поздовжньої томографії різницю між щільністю окремихділянок визначити неможливо, оскільки "тіні" ділянок накладаютьсяодин на одного. За допомогою комп'ютерної томографії вирішена і це завдання, такяк при обертанні рентгенівської трубки навколо тіла пацієнта детекториреєструють 1,5 - 6 млн сигналів з різних точок (проекцій) і, щоособливо важливо, кожна точка багаторазово проектується на різнінавколишні точки.

При реєстрації ослабленого рентгенівського випромінювання на кожномудетекторі порушується струм, який відповідає величині випромінювання,потрапляє на детектор. У системі збору даних струм від кожного детектора
(500-2400 шт.) Перетворюється в цифровий сигнал і після підсилення подається в
ЕОМ для обробки та зберігання. Тільки після цього починається власнепроцес відновлення зображення.

Відновлення зображення зрізу за сумою зібраних проекцій єнадзвичайно складним процесом, і кінцевий результат являє собоюякусь матрицю з відносними числами, що відповідає рівню поглинаннякожної точки окремо.

У комп'ютерних томографах прим?? няются матриці первинного зображення
256х256, 320х320, 512х512 і 1024х1024 елементів. Якість зображеннязростає при збільшенні числа детекторів, збільшення кількостіреєстрованих проекцій за один оборот трубки і при збільшенні первинноїматриці. Збільшення кількості реєстрованих проекцій веде до підвищенняпроменевого навантаження, застосування більшої первинної матриці - до збільшеннячасу обробки зрізу або необхідності встановлювати додатковіспеціальні процесори відеозображення. [№ 2, стор 10-13]

ОТРИМАННЯ комп'ютерні томограми

Отримання комп'ютерної томограми (зрізу) голови на вибраномурівні грунтується на виконанні наступних операцій:

4. формування необхідної ширини рентгенівського променя (коллімірованіе);

5. сканування голови пучком рентгенівського випромінювання, що здійснюється рухом (обертальним і поступальним) навколо нерухомої голови пацієнта пристрої "излучатель - детектори";

6. вимірювання випромінювання та визначення його ослаблення з подальшим перетворенням результатів в цифрову форму;

7. машинний (комп'ютерний) синтез томограми за сукупністю даних вимірювання, що відносяться до вибраного шару;

8. побудова зображення досліджуваного шару на екрані відеомонітора

(дисплея).

У системах комп'ютерних томографів сканування та отримання зображеннявідбуваються в такий спосіб. Рентгенівська трубка в режимі випромінювання
"обходить" голову по дузі 240O, зупиняючись через кожні 3O цієї дуги іроблячи поздовжнє переміщення. На одній осі з рентгенівським випромінювачемзакріплені детектори - кристали йодистого натрію, що перетворюютьіонізуюче випромінювання в світлове. Останнє потрапляє на фотоелектронніпомножувачі, що перетворюють цю видиму частину в електричні сигнали.
Електричні сигнали піддаються посиленню, а потім перетворення вцифри, які вводять в ЕОМ. Рентгенівський промінь, пройшовши через середовищепоглинання, послаблюється пропорційно щільності тканин, що зустрічаютьсяна його шляху, і несе інформацію про ступінь його ослаблення в кожному положеннісканування. Інтенсивність випромінювання у всіх проекціях порівнюється звеличиною сигналу, що надходить з контрольного детектора, що реєструєвихідну енергію випромінювання відразу ж на виході променя з рентгенівськоїтрубки.

Отже, формування показників поглинання (ослаблення) длякожної точки досліджуваного шару відбувається після обчислення відносинивеличини сигналу на виході рентгенівського випромінювача до значення йогопісля проходження об'єкта дослідження (коефіцієнти поглинання).

У ЕОМ виконується математична реконструкція коефіцієнтів поглинанняі просторове їх розподіл на квадратної багатоклітинній матриці, аотримані зображення передаються для візуальної оцінки на екран дисплея.

За одне сканування отримують два дотичних між собою зрізутовщиною 10 мм кожний. Картина зрізу відновлюється на матриці розміром
160х160.

Отримані коефіцієнти поглинання висловлюють у відносних одиницяхшкали, нижня межа якої (-1000 ед.Н.) (ед.Н. - одиниці Хаунсфільдаабо числа комп'ютерної томографії) відповідає ослаблення рентгенівськихпроменів у повітрі, верхня (+1000 ед.Н.) - послаблення у кістках, а за нульприймається коефіцієнт поглинання води. Різні тканини мозку і рідкісередовища мають різні за величиною коефіцієнти поглинання. Наприкладкоефіцієнт поглинання жиру знаходиться в межах від -100 до 0 ед.Н.,спинно-мозкової рідини - від 2 до 16 ед.Н., крові - від 28 до 62 ед.Н. Цезабезпечує можливість отримувати на комп'ютерних томограмах основніструктури мозку і багато патологічні процеси в них. Чутливістьсистеми в уловлювання перепаду рентгенівської щільності в звичайному режимідослідження не перевищує 5 ед.Н., що становить 0,5%.

На екрані дисплея високим значенням щільності (наприклад, кістки)відповідає світлі ділянки, низьким - темні. Градаційна здатністьекрана становить 15-16 напівтонових ступенів, розрізняє людськимоком. На кожну ступінь, таким чином, доводиться близько 130 ед.Н.

Для повної реалізації високої роздільної здатності томографа пощільності в апараті передбачені кошти управління так званоїширини вікна і його рівня (положення), щоб дати можливість рентгенологуаналізувати зображення на різних ділянках шкали коефіцієнтівпоглинання. Ширина вікна - це величина різниці найбільшого і найменшогокоефіцієнтів поглинання, що відповідає вказаному перепаду яскравості.
Положення або рівень вікна (центр вікна) - це величина коефіцієнтівослаблення, що дорівнює середині вікна і обирана з умов найкращоговиявлення щільності, що цікавить групи структур або тканин. Найважливішоюхарактеристикою є якість отриманого зображення.

Відомо, що якість візуалізації анатомічних утворень головногомозку та вогнищ ураження залежить в основному від двох факторів: розміруматриці, на якій будується томограма, і перепаду показниківпоглинання. Розмір матриці може робити істотний вплив наточність діагностики. Так, кількість помилкових діагнозів при аналізітомограм на матриці 80х80 клітин становило 27%, а при роботі на матриці
160х160 - зменшилася до 11%.

Комп'ютерний томограф володіє двома видами роздільної здатності:просторової і по перепаду густини. перший тип визначається розміромклітини матриці (зазвичай - 1,5 х1, 5 мм), другий дорівнює 5 ед.Н. (0,5%). УЗгідно з цими характеристиками теоретично можна розрізнятиелементи зображення розміром 1,5 х1, 5 мм при перепаді щільності між нимине менше 5 ед.Н. (1%) вдається виявляти вогнища величиною не менш 6х6 мм, апри різниці в 30 ед.Н. (3%) - деталі розміром 3х3 мм. Звичайнарентгенографія дозволяє вловити мінімальну різницю по щільності міжсусідніми ділянками в 10-20%. Однак при дуже значному перепадіщільностей поруч розташованих структур виникають специфічні для даногометоду умови, що знижують його роздільну здатність, тому що припобудові зображення в цих випадках відбувається математичне усередненняі при цьому вогнища невеликих розмірів можуть бути не виявлені. Частіше цевідбувається при невеликих зонах низької щільності, розташованих поблизумасивних кісткових структур (піраміди скроневих кісток) або кісток склепіннячерепа. Важливою умовою для забезпечення проведення комп'ютерної томографіїє нерухоме положення пацієнта, бо рух під часдослідження приводять до виникнення артефактів - наведень: смуг темногокольору від утворень з низьким коефіцієнтом поглинання (повітря) і білихсмуг від структур з високим КП (кістка, металеві хірургічні кліпси),що також знижує діагностичні можливості. [№ 3, стр. 16-19]

ПОСИЛЕННЯ Контрастність

Для отримання більш чіткого зображення патологічно зміненихділянок у головному мозку застосовують ефект посилення контрастності, якихдосягається внутрішньовенним введенням рентгеноконтрастного речовини,
Збільшення щільності зображення на комп'ютерній томограмі післявнутрішньовенного введення контрастної речовини пояснюється внутрішньо-іпозасудинним компонентами. Внутрішньосудинне посилення знаходиться впрямій залежності від вмісту йоду в циркулюючої крові. При цьомузбільшення концентрації на 100 мг йоду в 100 мл обумовлює величиниабсорбції на 26 ед.Н. (ед.Н. - одиниці Хаунсфільда або числакомп'ютерної томографії). При комп'ютерно-томографічних вимірахвенозних проб після введення 60% контрастної речовини в дозі 1 мл на кгмаси тіла, щільність потоку підвищується в середньому протягом 10 хвпісля ін'єкції, становить 39,2 плюс-мінус 9,8 ед.Н. Змістконтрастної речовини в протікає крові змінюється в результаті того,що відносно швидко починається виділення його нирками. Вже протягомперші 5 хв після болюсної ін'єкції концентрація речовини в крові всередньому знижується на 20%, в наступні 5 хв - на 13% і ще через 5 хв --на 5%.

Нормальне збільшення щільності мозку на комп'ютерній томограмі післявведення контрастної речовини пов'язано з внутрішньосудинної концентрацієюйоду. Можна отримати зображення судин діаметром до 1,5 мм, якщорівень йоду в крові становить приблизно 4 мг/мл і за умови, що посудинарозташований перпендикулярно до площини зрізу. Спостереження привели до висновку, що контрастна речовина накопичується в пухлинах. [№ 4, стор 17-19]

СПИСОК ЛІТЕРАТУРИ:

1. Розенштраух Л.С.

Невидиме стало наочним (успіхи і проблеми променевої діагностики) .- М.:
Знання, 1987 .- 64 с.

2. Томографія грудної клітки/Помозгов А.І., Терновий С.К., Бабин
Я.С., Лепіхін Н.М. - К.: Здоров'я, 1992 .- 288 с.

3. Комп'ютерна томографія мозку. Верещагін Н.В., Брагина Л.К., Вавилов
С.Б., Левина Г.Я.-М.: Медицина, 1986.-256 с.

4. Коновалов А.Н., Корнієнко В.Н.

Комп'ютерна томографія в нейрохірургічної клініке.-М.:

Медицина, 1988. - 346 с.

5. Фізика візуалізації зображень в медицині: У 2-х томах.
Т.1: Пер. с англ./Под ред. С.Уебба.-М.: Світ, 1991 .- 408 с.

6. Антонов А.О., Антонов О.С., Литкін С.А.// Мед.техніка.-1995 .- № 3 --с.3-6

7. Бєлікова Т.П., Лапшин В.В., Яшунская Н.І.// Мед.техніка.-1995 .- № 1-с.7