Операция компьютерной томографии - Википедия - Operation of computed tomography

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

Эта секция нужны дополнительные цитаты для проверка. Пожалуйста помоги улучшить эту статью к добавление цитат в надежные источники. Материал, не полученный от источника, может быть оспорен и удален. (Сентябрь 2016) (Узнайте, как и когда удалить этот шаблон сообщения)

Рентгеновская компьютерная томография работает используя Рентгеновский генератор который вращается вокруг объекта; Детекторы рентгеновского излучения расположены на противоположной стороне круга от источника рентгеновского излучения.

А синограмма (слева) и образец изображения (справа).^[1]

Изображение КТ разведчик (сканограмма или же топограмма), который используется для планирования каждого среза сканирования.

Визуальное представление полученных необработанных данных называется синограмма, но этого недостаточно для интерпретации. После того, как данные сканирования были получены, данные должны быть обработаны с использованием формы томографическая реконструкция, который создает серию изображений поперечного сечения. С точки зрения математики, необработанные данные, полученные сканером, состоят из нескольких «проекций» сканируемого объекта. Эти прогнозы фактически Преобразование радона структуры объекта. Реконструкция по существу включает решение обратного преобразования Радона.

Структура

В обычных КТ-машинах Рентгеновская трубка и детектор физически вращаются за круглым кожухом (см. изображение вверху справа). Альтернативный, недолговечный дизайн, известный 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 визуализации быстро движущихся структур, например коронарные артерии. Системы с очень большим количеством рядов детекторов, так что z-осное покрытие сопоставимо с ху-осевое покрытие часто называют коническая балка CT, из-за формы рентгеновского луча (строго, луч пирамидальной формы, а не конической). КТ с коническим лучом обычно используется в медицинских рентгеноскопия оборудование; 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 СМИ

Контрастные среды используется для рентгеновской компьютерной томографии, а также для простая рентгеновская пленка, называются радиоконтрасты. 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.

Схематическая конфигурация и движение

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

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) = опорная окружность (опорный элемент); (6) = начало координат (опорный элемент); и (7) = рентгеноскопическое изображение (одномерное изображение; p (s, θ)).

Две системы координат базы ху и ts представлены для объяснения позиционных отношений и перемещений элементов (0) - (7) на рисунке. В ху и ts системы координат имеют общее начало (6) и расположены в одной плоскости. Это ху самолет и ts самолет такой же самолет. В дальнейшем, этот виртуальный самолет будет называться «базовой плоскости». 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) - это коэффициент поглощения объекта (3) в каждом (x, y), p (s, θ) (7) представляет собой набор рентгеноскопических изображений.

Движение оптической системы облучения параллельным пучком

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 две детали ((2) и (3)) могут вращаться против часовой стрелки. ^{[Примечания 1]} вокруг начала координат (6) вместе с ts системы координат при сохранении относительных позиционных отношений между собой и с ts система координат (таким образом, эти две функции ((2) и (3)) всегда противоположны друг другу). В ts плоскость устанавливается так, чтобы направление от коллимированный Источник 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, закрепленным на ху система координации. Следовательно, объект (1) не будет перемещаться, пока оптическая система облучения параллельным пучком вращается вокруг объекта (1). Объект (1) должен быть меньше базовой окружности.

Приращение / скорость стола

Расстояние, на которое стол перемещается на каждые 360 ° поворота рентгеновского генератора, называется приращение или же подача стола для режимов осевого сканирования. Для режимов спирального сканирования он называется скорость стола.^[3] Установка шага, меньшего, чем толщина среза, приводит к перекрытию между срезами. Благоприятный эффект от этого - более плавный переход между изображениями при прокрутке стопки.^[4]

Получение трансмиссионного изображения "s"

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 оптическая передача происходит идеально. 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 составляет θ, и если интенсивность передающего луча (4), достигшего каждой точки «s» на экране, выражается как p (s, θ), это выражает рентгеноскопическое изображение (7), соответствующее каждому θ.

Томографическая реконструкция

Техника обратная проекция с фильтром является одним из наиболее известных алгоритмических методов решения этой проблемы. Он концептуально прост, настраивается и детерминированный. Это также нетребовательно с вычислительной точки зрения, поскольку современным сканерам требуется всего несколько миллисекунд на изображение. Однако это не единственный доступный метод: оригинальный сканер EMI решил проблему томографической реконструкции путем линейная алгебра, но этот подход был ограничен его высокой вычислительной сложностью, особенно с учетом компьютерных технологий, доступных в то время. Совсем недавно производители разработали итеративный на основе физической модели максимальная вероятность максимизация ожидания 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, предполагают идеальный сканер и сильно упрощенную физику, что приводит к ряду артефактов, высокому шуму и ухудшению разрешения изображения. Итерационные методы обеспечивают изображения с улучшенным разрешением, уменьшенным шумом и меньшим количеством артефактов, а также возможность значительно снизить дозу облучения в определенных обстоятельствах.^[5] Недостатком являются очень высокие вычислительные требования, но достижения компьютерных технологий и высокопроизводительные вычисления методы, такие как использование высокопараллельных GPU алгоритмы или использование специализированного оборудования, такого как ПЛИС или же ASIC, теперь разрешите практическое использование.

Основной принцип

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 внутри объекта, не разрезая его. Существует несколько типов томографических оптических систем, включая оптическую систему с облучением параллельным пучком. Оптическая система с параллельным пучком излучения 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 с параллельным пучком». Разрешение томографии обычно описывается Критерий Кроузера.

Рис. 3: Рассмотрение оптической системы излучения параллельным лучом, в которой угол между объектом и всеми световыми лучами равен θ. Здесь числа на рисунке (см. Числа в скобках) соответственно означают: (1) = объект; (2) = источник света с параллельным лучом; (3) = экран; (4) = луч передачи; (5) = опорная окружность; (6) = начало координат; и (7) = рентгеноскопическое изображение (одномерное изображение; p_θ(s)). Две системы координат базы ху и ts также представлены для объяснения позиционных отношений и перемещений элементов (0) - (7) на рисунке. Кроме того, виртуальная окружность с центром в вышеупомянутом начале координат (6) устанавливается на базовой плоскости (в дальнейшем она будет называться "исходной окружностью"). Эта исходная окружность (6) представляет собой орбиту оптической системы облучения параллельным пучком. На рисунке выше плоскость X-Y вращается вокруг исходной точки в плоскости таким образом, чтобы «сохранять взаимное позиционное соотношение между источником света (2) и экраном (7), проходящим по траектории (5)». Угол поворота в этом случае определяется как θ. На приведенном выше рисунке коэффициент поглощения в координатах поперечного сечения (x, y) объекта моделируется как μ (x, y).

Рисунок 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. Таким образом, в этом разделе объяснения представлены в следующем порядке:

• (1) Результаты измерения, т.е. серия изображений, полученных в проходящем свете, выражаются (моделируются) 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.

Рассматривает математическую модель так, что коэффициент поглощения объекта в каждом (x, y) представлены μ (х, у) и предполагается, что «луч передачи проходит без дифракции, диффузии или отражения, хотя он поглощается объектом, и предполагается, что его ослабление происходит в соответствии с Закон Бера-Ламберта. В данном 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 Закон Бера-Ламберта, связь между ${ displaystyle {I} _ {0}}$ и ${ displaystyle I}$ выглядит следующим образом (уравнение 1) и, следовательно, поглощение (${ displaystyle p_ {l}}$) вдоль пути светового луча (l (t)) выглядит следующим образом (уравнение 2). Здесь ${ displaystyle {I} _ {0}}$ интенсивность светового луча перед пропусканием ${ displaystyle I}$ интенсивность после передачи.

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

${ displaystyle p_ {l} = ln (I / I_ {0}) = - int mu (x, y) , dl = - { int} _ {- infty} ^ { infty} му (l (t)) , | { dot {l}} (t) | dt}$(уравнение 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 t-s и x-y 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) определенного поперечного сечения сканируемого объекта) для каждого θ. Здесь θ представляет собой угол между объектом и проходящим световым лучом. На рисунке 3 плоскость X-Y вращается против часовой стрелки.^{[Примечания 1]} вокруг исходной точки на плоскости таким образом, чтобы «сохранять взаимное позиционное соотношение между источником света (2) и экраном (7), проходящим по траектории (5)». Угол поворота в этом случае такой же, как у упомянутого выше θ.

Луч, имеющий угол θ, будет набором слоев, представленных как ${ Displaystyle {l} _ {[ theta, s]} (т)}$ следующего (ур. 3).

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

Р_θ(s) определяется следующим образом (ур. 4). Который ${ displaystyle p _ { theta} (s)}$ равен линейному интегралу от μ (х, у) вдоль ${ Displaystyle {l} _ {[ theta, s]} (т)}$ (уравнение 3), как и (уравнение 2). Это означает, что, ${ displaystyle p (s, theta)}$ следующего (ур. 5) является результатом Преобразование радона функции μ (x, y).

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

«То, что мы хотим знать (μ (x, y))», можно восстановить из «То, что мы измерили (p (s, θ))», используя обратное преобразование 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

Спиральная компьютерная томография, или же спиральная компьютерная томография, это компьютерная томография (CT) технология, 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 Календер приписывают изобретение техники и использует термин спиральная компьютерная томография.^[6] Календер утверждает, что термины спираль и спираль синоним и одинаково приемлемо.^[7]

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

Одно- и многосрезовая спиральная КТ

С момента своего изобретения Календером в 1980-х годах компьютерные томографы со спиральным сканированием постоянно увеличивают количество размещаемых рядов детекторов (срезов). В прототип Сканер 16 мультисрезов был представлен в 2001 году, а в 2004 году на рынке было представлено 64 мультисрезовых сканера. Они могут создать изображение менее чем за секунду и, таким образом, могут получить изображения сердца и его кровь сосуды (коронарный сосуды) как бы застывшие 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).

Подача

Поле зрения (FOV), умноженное на диапазон сканирования создает объем воксели (КТ брюшной полости на фото).

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 излучения для данной осевой поле зрения (FOV) уменьшается по сравнению с обычным КТ. Однако на высоких частотах существует компромисс между шумом и продольным разрешением.^[10]

Компьютерная томография со спиральным (или спиральным) коническим лучом

В конусно-лучевой компьютерной томографии (обычно сокращенно КЛКТ) рентгеновский пучок имеет коническую форму.^[11]

Компьютерная томография со спиральным (или спиральным) коническим лучом это разновидность трехмерного компьютерная томография (CT), в котором источник (обычно Рентгеновские лучи ) описывает спиральный траектория относительно объекта, в то время как двумерная матрица детекторов измеряет прошедшее 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 в реконструкция изображения от измерений.

История

Самые ранние датчики были сцинтилляционные детекторы, с фотоумножители взволнован (обычно) йодид цезия кристаллы. Йодид цезия был заменен в 1980-х годах на ионные камеры содержащий под высоким давлением ксенон газ. Эти системы, в свою очередь, были заменены сцинтилляционными системами на основе фотодиоды вместо фотоумножителей и современных сцинтилляционных материалов (например редкоземельный гранат или керамика из 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 спиральный или же спиральная КТ машины. Последующим развитием спиральной КТ стала многосрезовая (или многодетекторная) КТ; вместо одного ряда детекторов используются несколько рядов детекторов, эффективно захватывающих несколько поперечных сечений одновременно.

Рекомендации

Примечания

внешняя ссылка

• Принципы компьютерной томографической визуализации