Операция компьютерной томографии

КТ-сканер со снятой крышкой, чтобы показать внутренние компоненты. Обозначения:
T: рентгеновская трубка
D: детекторы рентгеновского излучения
X: рентгеновский луч
R: вращение гентри

Этот раздел требует дополнительных ссылок для проверки . Пожалуйста, помогите улучшить эту статью , добавив цитаты из надежных источников . Материал, не полученный от источника, может быть оспорен и удален. ( Сентябрь 2016 г. ) ( Узнайте, как и когда удалить этот шаблон сообщения )

Рентгеновская компьютерная томография работает с использованием генератора рентгеновских лучей, который вращается вокруг объекта; Детекторы рентгеновского излучения расположены на противоположной стороне круга от источника рентгеновского излучения.

Синограмм (слева) и образец изображение (справа). ^[1]

Изображение КТ разведчика ( scanogram или Топограмма ), используемая для планирования каждого среза сканирования.

Визуальное представление полученных необработанных данных называется синограммой , но этого недостаточно для интерпретации. После получения данных сканирования их необходимо обработать с использованием формы томографической реконструкции , которая дает серию изображений поперечного сечения. С математической точки зрения, необработанные данные, полученные сканером, состоят из нескольких «проекций» сканируемого объекта. Эти проекции фактически являются преобразованием Радона структуры объекта. Реконструкция по существу включает решение обратного преобразования Радона.

Структура [ править ]

В обычных КТ-аппаратах рентгеновская трубка и детектор физически вращаются за круглым кожухом (см. Изображение вверху справа). Альтернативная, недолговечная конструкция, известная как электронно-лучевая томография (EBT), использовала электромагнитное отклонение электронного луча внутри очень большой конической рентгеновской трубки и стационарного массива детекторов для достижения очень высокого временного разрешения для получения изображений быстро движущихся объектов. структуры, например коронарные артерии . Системы с очень большим количеством рядов детекторов, так что охват по оси z сравним с охватом по оси xy , часто называют КТ с коническим лучом., из-за формы рентгеновского луча (строго, луч пирамидальной формы, а не конической). КТ с коническим лучом обычно используется в медицинском рентгеноскопическом оборудовании; вращая флюороскоп вокруг пациента, можно получить геометрию, аналогичную КТ, а обрабатывая 2D-детектор рентгеновского излучения аналогично КТ-детектору с огромным количеством строк, можно реконструировать 3D-объем из один оборот с использованием подходящего программного обеспечения.

Контрастные материалы [ править ]

Контрастные среды, используемые для рентгеновской компьютерной томографии, а также для простой пленочной рентгенографии , называются радиоконтрастами . Радиоконтрасты для рентгеновской компьютерной томографии, как правило, содержат йод. ^[2] Это полезно для выделения таких структур, как кровеносные сосуды, которые иначе было бы трудно отделить от окружающей среды. Использование контрастного вещества также может помочь получить функциональную информацию о тканях. Часто изображения делаются как с радиоконтрастом, так и без него.

Схема конфигурации и движения [ править ]

В этом разделе будут объяснены схематическая конфигурация и движение оптической системы облучения параллельным пучком, сконфигурированной для получения p (s, θ) вышеупомянутого (уравнение 5). В этом разделе также будет объяснено, как получить p (s, θ) (уравнение 5) с помощью оптической системы облучения параллельным пучком. Конфигурация и движения оптической системы облучения параллельным пучком, как показано на рис.3.

Заявления [ править ]

Цифры (1) - (7), показанные на фиг. 3 (см. Числа в скобках), соответственно, обозначают: (1) = объект; (2) = источник света с параллельным лучом; (3) = экран; (4) = луч передачи; (5) = опорный круг (опорный элемент); (6) = начало координат (опорный элемент); и (7) = рентгеноскопическое изображение (одномерное изображение; p (s, θ)).

Две системы координат xy и ts представлены для объяснения позиционных отношений и перемещений элементов (0) - (7) на рисунке. Системы координат xy и ts имеют общее начало (6) и расположены в одной плоскости. То есть плоскость xy и tsсамолет такой же самолет. В дальнейшем эта виртуальная плоскость будет называться «исходной плоскостью». Кроме того, виртуальная окружность с центром в вышеупомянутом происхождении (6) установлен на базовой плоскости (она будет называться «точка привязки круга» в дальнейшем). Этот исходный круг (6) будет представлять орбиту оптической системы облучения параллельным пучком. Естественно, происхождение (6), опорная окружность (5), а точка привязки система координат являются виртуальными функциями, которые воображаемые для математических целей.

Μ (x, y) - коэффициент поглощения объекта (3) в каждом (x, y), p (s, θ) (7) - это набор рентгеноскопических изображений.

Движение оптической системы облучения параллельным пучком [ править ]

Оптическая система облучения параллельным пучком является ключевым компонентом компьютерного томографа. Он состоит из источника рентгеновского излучения с параллельным пучком (2) и экрана (3). Они расположены так, что они обращены друг к другу параллельно исходной точке (6) между ними, причем оба находятся в контакте с базовой окружностью (6).

Эти два элемента ((2) и (3)) могут вращаться против часовой стрелки ^{[Примечания 1]} вокруг начала координат (6) вместе с системой координат ts , сохраняя при этом относительные позиционные отношения между собой и с системой координат ts (так что эти две функции ((2) и (3)) всегда противоположны друг другу). TS плоскости расположены так , что направление от А коллимировалосьИсточник рентгеновского излучения (2) на экране (3) соответствует положительному направлению оси t, тогда как ось s параллельна этим двум элементам. В дальнейшем угол между осями x и s будет обозначаться как θ. То есть оптическая система облучения параллельным лучом, в которой угол между объектом и лучом передачи равен θ. Этот исходный круг (6) будет представлять орбиту оптической системы облучения параллельным пучком.

С другой стороны, объект (1) будет сканироваться компьютерным томографом, прикрепленным к системе координат xy . Следовательно, объект (1) не будет перемещаться, пока оптическая система облучения параллельным пучком вращается вокруг объекта (1). Объект (1) должно быть меньше , чем нулевой точки окружности.

Увеличение / скорость таблицы [ править ]

Расстояние, на которое стол перемещается при каждом повороте рентгеновского генератора на 360 °, называется инкрементом или подачей стола для режимов осевого сканирования. Для режимов спирального сканирования это называется скоростью стола . ^[3] Установка приращения, меньшего, чем толщина среза, приводит к перекрытию между срезами. Благоприятным эффектом этого является более плавный переход между изображениями при прокрутке стопки. ^[4]

Получение изображений передачи [ править ]

Во время вышеупомянутого движения (то есть поворота вокруг объекта (1)) оптической системы излучения параллельным пучком, коллимированный источник рентгеновского излучения (2) излучает луч (4), который фактически является «параллельными лучами» в геометрической оптической системе. смысл. Направление движения каждого луча передающего луча (4) параллельно оси t. Луч передачи (4), излучаемый источником рентгеновского излучения (2), проникает через объект и достигает экрана (3) после ослабления из-за поглощения объектом.

Можно предположить, что в идеале происходит оптическая передача. То есть проходящий луч проходит без дифракции, диффузии или отражения, хотя он поглощается объектом, и предполагается, что его ослабление происходит в соответствии с законом Бера-Ламберта.

Следовательно, рентгеноскопическое изображение (7) записывается на экране как одномерное изображение (одно изображение записывается для каждого θ, соответствующего всем значениям s). Когда угол между объектом и передающим лучом равен θ, и если интенсивность передающего луча (4), достигшего каждой точки «s» на экране, выражается как p (s, θ), это дает рентгеноскопическое изображение (7), соответствующее каждому θ.

Томографическая реконструкция [ править ]

Метод обратной проекции с фильтром - один из наиболее известных алгоритмических методов решения этой проблемы. Это концептуально простой, настраиваемый и детерминированный . Это также нетребовательно с точки зрения вычислений, поскольку современным сканерам требуется всего несколько миллисекунд на одно изображение. Однако это не единственный доступный метод: оригинальный сканер EMI решал проблему томографической реконструкции с помощью линейной алгебры , но этот подход был ограничен своей высокой вычислительной сложностью, особенно с учетом компьютерных технологий, доступных в то время. Совсем недавно производители разработали итеративную физическую модель, основанную на максимальном ожидании вероятности.техники. Эти методы выгодны, потому что они используют внутреннюю модель физических свойств сканера и физических законов взаимодействия рентгеновских лучей. Более ранние методы, такие как обратная проекция с фильтром, предполагали идеальный сканер и сильно упрощенную физику, что приводило к ряду артефактов, высокому шуму и ухудшению разрешения изображения. Итерационные методы обеспечивают изображения с улучшенным разрешением, уменьшенным шумом и меньшим количеством артефактов, а также возможностью значительно снизить дозу облучения в определенных обстоятельствах. ^[5] Недостатком являются очень высокие вычислительные требования, но прогресс в компьютерных технологиях и высокопроизводительных вычислительных методах, таких как использование высокопараллельных алгоритмов графического процессора или использование специализированного оборудования, такого какПЛИС или ASIC теперь допускают практическое использование.

Основной принцип [ править ]

В этом разделе будет объяснен основной принцип томографии в случае, когда особенно используется томография, использующая оптическую систему облучения параллельным пучком.

Томография - это технология, в которой используется томографическая оптическая система для получения виртуальных «срезов» (томографического изображения) определенного поперечного сечения отсканированного объекта, что позволяет пользователю видеть объект изнутри, не разрезая его. Существует несколько типов томографической оптической системы, в том числе оптическая система с облучением параллельным пучком. Оптическая система облучения параллельным пучком может быть самым простым и наиболее практичным примером томографической оптической системы, поэтому в этой статье объяснение «Как получить томографическое изображение» будет основано на «оптической системе облучения параллельным пучком». Разрешение томографии обычно описывается критерием Кроузера .

Рис. 3 предназначен для иллюстрации математической модели и принципа томографии. На рисунке 3 коэффициент поглощения в координатах поперечного сечения (x, y) объекта смоделирован как μ (x, y). Рассмотрение, основанное на приведенных выше предположениях, может прояснить следующие моменты. Поэтому в этом разделе объяснения представлены в следующем порядке:

• (1) Результаты измерения, т. Е. Серия изображений, полученных в проходящем свете, выражается (моделируется) как функция p (s, θ), полученная путем выполнения преобразования радона в μ (x, y), и
• (2) μ (x, y) восстанавливается путем выполнения обратного преобразования радона в результаты измерений.

(1) Результаты измерения p (s, θ) оптической системы облучения параллельным пучком [ править ]

Рассматривает математическую модель так, что коэффициент поглощения объекта в каждом (x, y) представлен как μ (x, y), и предполагается, что «проходящий луч проникает без дифракции, диффузии или отражения, хотя он поглощается Предполагается, что объект и его ослабление происходит в соответствии с законом Бера-Ламберта . В этом случае то, что мы хотим знать, - это μ (x, y), а то, что мы можем измерить, будет следовать за p (s, θ).

Когда затухание соответствует закону Бера-Ламберта , соотношение между и выглядит следующим образом (уравнение 1), и, следовательно, поглощение ( ) вдоль пути светового луча (l (t)) выглядит следующим образом (уравнение 2). Здесь интенсивность светового луча до прохождения - это интенсивность после прохождения.${\ displaystyle {I} _ {0}}$${\ displaystyle I}$${\ displaystyle p_ {l}}$${\ displaystyle {I} _ {0}}$${\ displaystyle I}$

${\ Displaystyle I = I_ {0} \ exp \ left ({- \ int \ mu (x, y) \, dl} \ right) = I_ {0} \ exp \ left ({- {\ int} _ { - \ infty} ^ {\ infty} \ mu (l (t)) \, | {\ dot {l}} (t) | dt} \ right)}$　(ур.1)

${\ displaystyle p_ {l} = \ ln (I / I_ {0}) = - \ int \ mu (x, y) \, dl = - {\ int} _ {- \ infty} ^ {\ infty} \ mu (l (t)) \, | {\ dot {l}} (t) | dt}$(ур. 2)

Здесь направление от источника света к экрану определяется как направление t, а направление, перпендикулярное направлению t и параллельное экрану, определяется как направление s. (Системы координат ts и xy настроены таким образом, что они отражаются друг от друга без зеркально-отражающего преобразования.)

Используя оптическую систему облучения параллельным пучком, можно экспериментально получить серию рентгеноскопических изображений (одномерные изображения »p _θ (s) конкретного поперечного сечения сканируемого объекта) для каждого θ. Здесь θ представляет собой угол между объектом и проходящим световым лучом. На рисунке 3 плоскость XY вращается против часовой стрелки ^{[Примечания 1]} вокруг исходной точки на плоскости таким образом, чтобы «сохранить взаимное позиционное соотношение между источником света (2) и экраном (7), проходящим по траектории ( 5) ». Угол поворота в этом случае такой же, как и у упомянутого выше θ.

Луч, имеющий угол θ, будет набором слоев, представленных следующим образом (уравнение 3).${\ Displaystyle {l} _ {[\ theta, s]} (т)}$

${\ displaystyle {l} _ {[\ theta, s]} (t) = t {\ begin {bmatrix} - \ sin \ theta \\\ cos \ theta \\\ end {bmatrix}} + {\ begin { bmatrix} s \ cos \ theta \\ s \ sin \ theta \\\ end {bmatrix}}}$　(ур. 3)

P _θ (s) определяется следующим образом (уравнение 4). Это равно линейному интегралу μ (x, y) по (уравнение 3), как и в случае (уравнение 2). Это означает, что следующее (уравнение 5) является результатом преобразования Радона μ (x, y).${\ displaystyle p _ {\ theta} (s)}$${\ Displaystyle {l} _ {[\ theta, s]} (т)}$${\ displaystyle p (s, \ theta)}$

${\ displaystyle p _ {\ theta} (s) = - {\ int} _ {- \ infty} ^ {\ infty} \ mu (s \ cos \ theta -t \ sin \ theta, s \ sin \ theta + t \ cos \ theta) \, dt}$　(ур.4)

Можно определить следующую функцию двух переменных (ур. 5). В этой статье следующий за p (s, θ) называется «набором рентгеноскопических изображений».

p (s, θ) = p _θ (s) (уравнение 5)

(2) μ (x, y) восстанавливается путем выполнения обратного преобразования радона в результаты измерений [ править ]

«То, что мы хотим знать (μ (x, y))», можно восстановить из «Что мы измерили (p (s, θ))» с помощью обратного преобразования радона . В вышеупомянутых описаниях «То, что мы измерили» - это p (s, θ). С другой стороны, «то, что мы хотим знать» - это μ (x, y). Итак, следующим будет «Как восстановить μ (x, y) из p (s, θ)».

Спиральная КТ [ править ]

Спиральная компьютерная томография или спиральная компьютерная томография - это технология компьютерной томографии (КТ), в которой источник и детектор перемещаются по спиральной траектории относительно объекта. Типичные реализации включают перемещение кушетки пациента через отверстие сканера при вращении гентри. Спиральная компьютерная томография позволяет достичь улучшенного разрешения изображения для заданной дозы облучения по сравнению с получением отдельных срезов. В большинстве современных больниц в настоящее время используются спиральные компьютерные томографы.

Вилли Календеру приписывают изобретение этой техники, и он использует термин спиральная компьютерная томография. ^[6] Календер утверждает, что термины спираль и спираль являются синонимами и одинаково приемлемы. ^[7]

Существует класс артефактов изображения, характерных для спирального захвата. ^[8]

Односрезовая и многосрезовая спиральная КТ [ править ]

С момента своего изобретения Календером в 1980-х годах компьютерные томографы со спиральным сканированием постоянно увеличивали количество размещаемых рядов детекторов (срезов). Прототип многосрезовых сканер 16 был введен в 2001 году и в 2004 году, 64 Многослойная сканеры на рынке. Они могут создавать изображение менее чем за секунду и, таким образом, могут получать изображения сердца и его кровеносных сосудов ( коронарных сосудов), как если бы они были заморожены во времени.

Чтобы осветить несколько рядов детекторных элементов в многосрезовом сканере, источник рентгеновского излучения должен испускать луч, расходящийся в осевом направлении (то есть конический луч вместо веерного луча).

Шаг [ править ]

Спиральная траектория пучка КТ характеризуется своим шагом, который равен расстоянию подачи стола по диапазону сканирования за один оборот гентри, деленному на коллимацию секции. ^[9] Когда шаг больше 1, доза облучения для данного осевого поля зрения (FOV) уменьшается по сравнению с обычной КТ. Однако на высоких частотах есть компромисс с точки зрения шума и продольного разрешения. ^[10]

Компьютерная томография со спиральным (или спиральным) коническим лучом [ править ]

В компьютерной томографии с коническим лучом (обычно сокращенно КЛКТ ) рентгеновский луч имеет коническую форму. ^[11]

Спиральная (или спиральная) компьютерная томография с коническим лучом - это тип трехмерной компьютерной томографии (КТ), в которой источник (обычно рентгеновских лучей ) описывает спиральную траекторию относительно объекта, в то время как двумерный массив детекторов измеряет проходящее излучение на части конуса лучей, исходящих от источника.

В практических рентгеновских КТ-аппаратах со спиральным коническим лучом источник и матрица детекторов устанавливаются на вращающемся гентри, в то время как пациент перемещается в осевом направлении с постоянной скоростью. Раньше рентгеновские компьютерные томографы отображали один срез за раз путем вращения источника и одномерного массива детекторов, в то время как пациент оставался неподвижным. Метод спирального сканирования снижает дозу рентгеновского излучения на пациента, необходимую для данного разрешения, при более быстром сканировании. Однако это происходит за счет большей математической сложности восстановления изображения по измерениям.

История [ править ]

Самыми ранними датчиками были сцинтилляционные детекторы с фотоумножителями, возбуждаемыми (обычно) кристаллами иодида цезия . Иодид цезия был заменен в 1980-х годах ионными камерами, содержащими ксенон под высоким давлением . Эти системы, в свою очередь, были заменены сцинтилляционными системами на основе фотодиодов вместо фотоумножителей и современных сцинтилляционных материалов (например, редкоземельного граната или керамики на основе оксида редкоземельных элементов) с более желательными характеристиками.

Первоначальные машины будут вращать источник рентгеновского излучения и детекторы вокруг неподвижного объекта. После полного поворота объект будет перемещаться вдоль своей оси, и начнется следующий поворот. Новые аппараты позволяли непрерывное вращение, при этом объект, который нужно было визуализировать, медленно и плавно скользил через рентгеновское кольцо. Они называются спиральными или спиральными КТ- машинами. Последующим развитием спиральной компьютерной томографии стала многосрезовая (или многодетекторная) компьютерная томография; вместо одного ряда детекторов используются несколько рядов детекторов, эффективно регистрирующих несколько поперечных сечений одновременно.

Ссылки [ править ]

Заметки [ править ]

Внешние ссылки [ править ]

• Принципы компьютерной томографической визуализации