Просмтор этого файла доступен только зарегистрированным пользователям. Но у нас супер быстрая регистрация: достаточно только электронной почты!

Текст из файла (страница 3)

При использовании выражения [1] получаем:

Таким образом, к факторам, влияющим на контраст (С) в изображении, относятся толщина ткани мишени ( ), разность линейных коэффициентов ослабления излучения и отношение интенсивности рассеянного излучения к первичному (R)

Нерезкость рентгенографической системы изображения важный фактор, определяющий процесс формирования изображения проекций, зависящий от конструктивных особенностей рентгеновской трубки, свойств приемника и движений пациента.

Контраст равнозначен глубине модуляции, а нерезкость – смазу передаточной функции изображения. Наиболее полно свойства рентгенографической системы определяются передаточной функцией системы. В настоящее время для каждой изображающей системы строится ее передаточная функция или кривая контраст-размер.

Наиболее общим и полезным способом оценки нерезкости является применение модуляционной передаточной функциии (МПФ), которая показывает, насколько качественно система может передавать информацию на любой пространственной частоте.

У прощенный подход к анализу нерезкости состоит в получении изображения тест-объекта в виде решетки и определении по ней наивысшей частоты, которую еще может передать система.

Н

Рис.7. Изменение контраста с энергией квантов для двух наиболее важных для маммографии сред, а именно – для микрокальцинатов (гидроксифосфата кальция) размером 100 мкм (верхняя кривая) и железистой ткани размером 1 мм (нижняя кривая). Контраст определяется по отношению к тканям молочной железы в норме. Снижением контраста за счет рассеяния пренебрегаем

а рис.7 приведены кривые зависимости контраста от энергии квантов для двух видов биотканей, представляющих особый интерес для маммографических исследований. Эти кривые показывают, что контраст резко уменьшается с увеличением энергии квантов, так что для получения большего контраста необходимо использовать излучение низкой энергии. Однако, как уже упоминалось выше, последнее требование влечет за собой высокую дозу облучения пациента, и поэтому должен быть найден компромисс между достаточным контрастом и наименьшей дозой облучения.

Томография позволяет резко увеличить контраст изображения, из-за того, что через любую точку проходит много лучей под разными углами.

Простой расчет позволяет указать те ткани, которые можно различить с помощью обычной трансмиссионной рентгеновской аппаратуры. Коэффициенты линейного ослабления в воздухе, костной и мышечных тканях, а также в крови имеют соответственно следующие значения:

для типичного энергетического спектра излучения рентгеновских аппаратов. Ослабление первичного рентгеновского пучка слоем мягкой ткани с полостью внутри размером 1 см можно вычислить непосредственно, используя выражение .

Обычные рентгеновские пленки позволяют визуально легко различить контраст порядка 2%, так что ребро толщиной 1 см или же заполненная воздухом трахея диаметром 1 см могут быть визуализированы. Однако кровь в кровеносных сосудах и иные тонкие структуры мягких тканей различить с помощью обычного рентгеновского аппарата не удается. Действительно, чтобы сделать видимыми кровеносные сосуды, в кровь необходимо ввести жидкое контрастное вещество, содержащее соединение йода; эти вещества на время увеличивают линейный коэффициент ослабления жидкой среды до такой величины, что возникает требуемый контраст.

Шум и доза

Даже если система получения изображения обладает высоким контрастом и хорошим разрешением, в случае очень большого уровня шумов возникают серьезные проблемы по идентификации даже крупных биоструктур. Существуют два основных механизма возникновения шума в рентгеновском изображении:

1. флуктуация числа рентгеновских квантов, регистрируемых единицей площади приемника – квантовый шум.

2. флуктуация сигнала, обусловленная характеристиками приемника и всей системы преобразования сигнала.

Уровень квантового шума, который возникает при формировании проекции можно снизить за счет увеличения числа квантов формирующих изображение. Однако, при этом возрастает и доза облучения пациента, поэтому необходимо принимать во внимание соотношение между двумя этими величинами.

В озьмем прежнюю модель и определим, какая должна быть доза на поверхности моделей, обеспечивающая контраст на площади относительно квантового шума, т.е. нужно оценить соотношение сигнал/шум.

Имеется сигнал , который мы пытаемся зарегистрировать.

Таким образом,

Квантовый шум в изображении обусловлен флуктуациями энергии, поглощаемой в приемнике. Для простоты будем считать, что каждый фотон, взаимодействующий с детектором, полностью поглощается и что эффективность приемника одна и та же, как для первичных, так и вторичных квантов. Число квантов, регистрируемых единицей площади поверхности приемника, является пуассоновским процессом, а шум изображения на площади , прилегающей к области "мишени", равен .

– сигнал, – шум, – отношение сигнал/шум.

Если подставить , то может быть записано в виде:

Экспериментальные исследования показали, что объект можно зарегистрировать в случае, когда отношение сигнал/шум превышает некоторый минимум или пороговое значение, который обозначается буквой (экспериментально установили, что ). Этому порогу будет соответствовать минимальная доза облучения пациента. Приравнивая правую часть выражения величине , находим число фотонов, падающих на единицу площади поверхности тела пациента, а именно

При выводе этого выражения предполагали, что контраст мал, разложили в ряд первую из экспонент в выражении для с точностью до второго члена, так же предположили, что исследуемый объект имеет форму куба со стороной , и подставили соответствующее значение площади .

Если выбрать отношение , то можно определить количество квантов , которое необходимо, чтобы обеспечить данное отношение сигнал/шум.

Поверхностная доза облучения вычисляется как произведение числа квантов, приходящихся на единицу площади , на массовый коэффициент поглощения энергии биотканью и энергия кванта :

– плотность ткани

– энергия поглощения

Вывод: минимальная доза, необходимая для получения изображения объекта, обратно пропорциональна четвертой степени размера этого объекта. При фиксированных значениях дозы и контраста существует минимальный размер объекта, изображение которого можно получить, а разрешение при минимальном контрасте будет меняться в зависимости от размера объекта.

Конструкции рентгеновских томографов

– источник;

– эталонный детектор;

– детектор.

Для каждой комбинации положения источник – детектор выполняются два измерения: калибровочное и измерительное.

При калибровочном измерении, строго в область реконструкции помещают однородную среду (эталонное вещество – воздух либо воду). По калибровочному измерению можно судить о том, какая часть фотонов, вышедших из источника, регистрируется детектором. Одновременно, эталонный детектор также регистрирует какую-то часть фотонов, чтобы скорректировать вариации интенсивности источника излучения. Делят число фотонов, зарегистрированных в детекторе на число фотонов, зарегистрированных в эталонном детекторе.

Во время проведения рабочих измерений, в область реконструкции помещают исследуемый объект. Объект не может выползать за область реконструкции. Используют компенсатор, чтобы во всех положениях количество фотонов было приблизительно одинаково. Число фотонов в всегда одинаково.

Соотношение между рабочими и калибровочными измерениями зависит от поглощающей способности исследуемого объекта и действие его как рассеивателя рентгеновского излучения относительно эталонного вещества.

Калибровочные и рабочие измерения проводят для всех положений источник – детектор. По двум направлениям реконструированное сечение описывается числами Хаунсфилда, используемые как градации в изображении томограммы.

Вероятность того, что фотоны будут удалены из первичного пучка, определяется энергией данного фотона и характеристиками вещества, которые находятся между источником и детектором рентгеновского излучения. Линейный коэффициент ослабления . Пусть – вероятность того, что фотон с энергией , который входит в однородный слой ткани, толщиной , перпендикулярно поверхности данного слоя, не поглотится и не рассеется в этом слое

Для воды при .

Относительное линейное ослабление рентгеновского излучения

– ткань, которая находится в области реконструкции при рабочих измерениях;

– ткань, которая находится в той же точке во время калибровочных измерений.

Вне области реконструкции , т.е. нет фона. Допустим, нас интересует слой толщиной и разбитый на участки ед. объема.

Числа Хаунсфилда пропорциональны среднему значению относительного линейного ослабления в элементе объема, зависят от энергии кванта.

Обычно, за калибровочное вещество принимаем воду, число Хаунсфилда для неё равно нулю. Масштаб чисел выбирают от для воздуха до для кости. Если область сканирования квадрат , то получаем матрицу ( в настоящее время) чисел восстановления. При этом виды малейшие перепады плотности.

Артефакты в компьютерной томографии

Полихроматический артефакт

Характеристики

Список файлов лекций