Здесь можно найти учебные материалы, которые помогут вам в написании курсовых работ, дипломов, контрольных работ и рефератов. Так же вы мажете самостоятельно повысить уникальность своей работы для прохождения проверки на плагиат всего за несколько минут.

ЛИЧНЫЙ КАБИНЕТ 

 

Здравствуйте гость!

 

Логин:

Пароль:

 

Запомнить

 

 

Забыли пароль? Регистрация

Повышение оригинальности

Предлагаем нашим посетителям воспользоваться бесплатным программным обеспечением «StudentHelp», которое позволит вам всего за несколько минут, выполнить повышение оригинальности любого файла в формате MS Word. После такого повышения оригинальности, ваша работа легко пройдете проверку в системах антиплагиат вуз, antiplagiat.ru, РУКОНТЕКСТ, etxt.ru. Программа «StudentHelp» работает по уникальной технологии так, что на внешний вид, файл с повышенной оригинальностью не отличается от исходного.

Результат поиска


Наименование:


реферат Компьютерная томография. История развития. Физические основы

Информация:

Тип работы: реферат. Добавлен: 06.05.2013. Год: 2012. Страниц: 13. Уникальность по antiplagiat.ru: < 30%

Описание (план):


АО «Национальный Научный Кардиохирургический  центр»
 
 
РЕФЕРАТ
Компьютерная томография. История развития. Физические основы.
 
 
 
 
 
Подготовил: Асылбекова А.М.
Проверил: Даутов Т.Б.
 
 
 
 
АСТАНА, 2012
       Мировые  тенденции  в  области  медицинского  приборостроения  в  последние годы претерпели значительные изменения. В основном это вызвано необходимостью повышения качества диагностики, что приводит как к созданию новых высокоинформативных диагностических приборов, так и к совершенствованию традиционных технологий. Современный уровень медицинской техники позволяет выявить структурные и функциональные изменения одного и того же органа с помощью устройств, имеющих различный принцип действия, при этом достоверность полученных данных будет сопоставима. В подобных условиях на первое место выходит информационная составляющая исследований. На данном этапе одним наиболее информативных методов является томография, дающая намного больше информации о каждом элементарном объеме исследуемого объекта, чем другие известные методы диагностики. Термин"томография" произошел от двух греческих слов: ?????- сечение и ??????- пишу и означает послойное исследование структуры различных объектов. Существует несколько видов томографии: рентгеновская, электронно-лучевая,  магнитно-резонансная,  позитронно-эмиссионная,  ультразвуковая, оптическая когерентная томография и др. Но суть всех видов томографии едина: по суммарной информации (например, интенсивности на детекторах или интенсивности эхо-сигнала), полученной от некоторого сечения  вещества,  нужно  определить  локальную  информацию,  а  именно плотность вещества в каждой точке сечения. Информативность и достоверность каждого из них зависит от целого ряда факторов, определяющих конечный результат исследования, в том числе и от принципа действия устройства.
История возникновения  и развития
Среди  всех  существующих  томографических  методов особого успеха достигла  радиационная (рентгеновская)  компьютерная  томография (КТ). Предпосылкой её появления послужили недостатки обычной рентгенографии, породившие идею получения не одного, а ряда снимков, выполненных под разными ракурсами, и определения по ним путём математической обработки плотностей исследуемого вещества в ряде сечений. Преимуществами КТ по сравнению с традиционной рентгенографией стали:
-  отсутствие теневых  наложений на изображении; 
-  более высокая точность  измерения геометрических соотношений; 
-  чувствительность на  порядок выше, чем при обычной  рентгенографии.
Впервые задача реконструкции  изображения была рассмотрена в 1917  году австрийским математиком  Иоганном Радоном, который вывел  зависимость поглощения рентгеновского излучения от плотности вещества на не-котором луче зрения. Данная задача на много лет была отложена в сторону, и лишь в1956-58 гг. советские учёные Тетельбаум, Коренблюм и Тютин разработали первую  систему реконструкции рентгеновских медицинских изображений. 
Метод компьютерной томографии в1961 г. предложил американский нейрорентгенолог Вильям Ольдендорф, а в 1963 математик Алан Кормак (США) провел лабораторные эксперименты по рентгеновской томографии и показал выполнимость реконструкции изображения. Первая вполне качественная томограмма головного мозга человека получена в 1972 году.
В1973 инженер-исследователь  Годфри  Хаунсфилд(Великобритания) разработал  первую  на  западе  коммерческую  систему - сканер головного мозга английской фирмы EMI. Он позволя получать изображения с разрешением 80х80 пикселей (размер пиксела3 мм). Получение одного изображения требовало 4,5 мин на сбор данных и 1,5 мин на реконструкцию. Высокая продолжительность исследования накладывала ограничение на область исследования и первый томографы использовались только для исследований головного мозга. Первый отечественный медицинский рентгеновский томограф СРТ-1000 был разработан в 1978 г. под руководством И.Б. Рубашова, бывшего в 1987-1998 г.г. директором ВНИИ компьютерной томографии.
К 1979 году серийно выпускаемые  многими западными фирмами томографы, несмотря на их внушительную стоимость (сканерEMI стоил$390000), работали уже более чем в2000 клиниках мира. В этом же 1979 году Г. Хаунсфилду и А. Кормаку за выдающийся вклад в развитие КТ была присуждена Нобелевская премия в области медицины. Еще через три года, в1982 г., Нобелевской премии по химии был удостоен известный английский микробиолог Арон Клуг, который внес значительный вклад в развитие экспериментальных и расчетных методов трехмерной КТ.
Конструкция компьютерного  томографа за годы его существования  претерпела значительные изменения. В  целом можно выделить пять поколений  КТ-сканеров.
В томографах 1 поколения, появившихся  в 1973 г., имелась одна остронаправленная  рентгеновская трубка и один детектор, которые синхронно передвигались  вдоль рамы. Измерения проводились  в 160 положениях трубки, затем рама поворачивалась на угол 1? и измерения повторялись. Сами измерения длились около 4,5 минут, а обработка полученных данных и реконструкция изображения на специальном компьютере занимали 2,5 часа.
Томографы 2 поколения (например, CT-1010, EMI,  Великобритания) имели уже  несколько детекторов, работающих одновременно, а трубка излучала не остронаправленный, а веерный пучок. Также как  и томограф 1 поколения он использовал  параллельное сканирование, но угол поворота трубки увеличился до 30?. Общее время  измерений, необходимых для получения  одного изображения, значительно сократилось  и составляло 20 секунд. Типичным для  данной схемы сканирования является то, что она основана  на  учете  только  первичных  фотонов  источника.  Первый  советский компьютерный томограф СРТ-1000 относился к томографам 2 поколения.
В томографах 3 поколения (середина 1970-х гг.) трубка излучала широкий  веерный пучок лучей, направленный на множество детекторов ( около 700), расположенных по дуге. Усовершенствованная конструкция сделала возможным непрерывное вращение трубки и детекторов на 360° по часовой стрелке за счет использования кольца скольжения при подведении напряжения. Это позволило устранить стадию перемещения трубки и сократить время, необходимое для получения одного изображения до 10 секунд. Такие томографы  позволили  проводить  исследования  движущихся  частей  тела (легких и брюшной полости) и сделали возможным разработку спирального алгоритма сбора данных. Все современные медицинские компьютерные томографы относятся к 3 поколению.
В томографах 4 поколения (Pfizer 0450, США) имелось сплошное неподвижное кольцо детекторов (1088 люминисцентных датчиков) и излучающая веерный пучок лучей рентгеновская трубка, вращающаяся вокруг пациента внутри кольца. Время сканирования для каждой проекции сократилось до 0,7 с, а качество изображения улучшилось. В данных томографах необходимо учитывать влияние эффекта рассеяния при переносе излучения, которое в зависимости от используемой энергии источника может быть рэлеевским или комптоновским.
В начале 1980-х появились электронно-лучевые томографы (томографы 5 поколения). В них поток электронов создается неподвижной электронно-лучевой пушкой, расположенной за томографом. Проходя сквозь вакуум, поток фокусируется  и направляется  электромагнитными катушками на вольфрамовую мишень в виде дуги окружности ( около 210°), расположенную  под  столом  пациента.  Мишени расположены  в  четыре  ряда,  имеют большую массу и охлаждаются проточной водой, что решает проблемы теплоотвода. Напротив мишеней расположена неподвижная система быстродействующих  твердотельных  детекторов,  расположенных  в  форме  дуги 216°. Данные томографы используются при исследованиях сердца, т.к. позволяют получать изображение за 33 мс со скоростью 30 кадров/секунду, а число срезов не ограничено теплоемкостью трубки. Такие изображения не содержат артефактов от пульсации сердца, но имеют более низкое соотношение сигнал/шум.
Конфигурация компьютерного  томографа
В состав любого КТ-сканера  входят следующие основные блоки:
1. гентри со столом пациента и блоками управления;
2. высоковольтный генератор; 
3. вычислительная система; 
4. консоль оператора. 
Внутри гентри (рис. 3) расположены блоки, обеспечивающие сбор данных: рентгеновская трубка и коллиматоры, детекторы и система сбора данных, контроллер трубки ( контроллер движения ротора), генератор высоких частот, встроенный микрокомпьютер ( регулирующий напряжение и ток на трубке), компьютер, обеспечивающий обмен данными с консолью.
.
Рис. 3. Гентри КТ-сканера: 1 - трубка и коллиматоры, 2 -детекторы, 3-
контроллер трубки, 4 - ВЧ генератор, 5 - встроенный микрокомпьютер, 6 -
стационарный компьютер
Рентгеновское излучение  создается рентгеновской трубкой, схема которой  представлена  на  рис. 4.  Источником  электронов (катодом)  служит вольфрамовая нить, нагреваемая током, под действием которого электроны "выкипают" с его поверхности. Затем они ускоряются разностью потенциалов в несколько десятков тысяч вольт и фокусируются на анод, сделанный из тугоплавкого материала с высоким атомным номером (например, вольфрама). При торможении быстрых электронов веществом анода (взаимодействии с его атомами) возникают электромагнитные волны в диапазоне длин волн от 10-14 до 10-7м, называемые рентгеновским излучением, открытым в 1895 году немецким физиком Конрадом Вильгельмом Рентгеном. Выход рентгеновского излучения растет с атомным номером мишени. При этом 99% энергии электронов рассеивается в тепло, и лишь1% освобождается в форме квантов.

Рис. 4. Схема рентгеновской  трубки: 1 –пучок электронов; 2 – катод с фокусирующим электродом; 3 – стеклянный корпус; 4 – вольфрамовая мишень(антикатод); 5 – нить накала катода; 6 – реально облучаемая площадь; 7 – эффективное фокальное пятно; 8 – медный анод; 9 – окно; 10 – рассеянное рентгеновское излучение.
Современные рентгеновские  трубки состоят из трех основных частей: стеклянного корпуса, обеспечивающего вакуум вокруг частей трубки, катода и анода. Анод должен быть сделан из материала, способного противостоять высоким температурам и имеющего высокий атомный номер (молибден, рений, вольфрам). В зависимости от способа охлаждения анода рентгеновские трубки бывают двух видов: со стационарным или с вращающимся анодом.
Трубки со стационарным анодом использовались в первых сканерах; в
них анод охлаждался маслом. Их недостатком  было  большое фокальное пятно, что давало высокое облучение пациента и низкое разрешение изображения.
Трубки с вращающимся  анодом имеют малое фокальное пятно и большее разрешение и могут создавать пульсирующий или непрерывный пучок лучей. Анод в них вращается со скоростью 3600-10000 об/мин и охлаждается воздухом.
Рентгеновские трубки в современных  КТ-системах имеют мощность20-60 кВт  при напряжении80-140 кВ. При максимальных значения мощности во избежание перегрева трубки такие системы могут работать ограниченное время; эти ограничения определяется свойствами анода и генератора. Со-временные системы с несколькими рядами детекторов и эффективным использованием ресурса трубки практически сняли эти ограничения. Сила тока на трубке также может устанавливаться в пределах от10мА до 440 мА,  что позволяет добиться оптимального соотношения между качеством изображения(уровнем шума) и дозой облучения пациента.
В компьютерном томографе  рентгеновская трубка совместно с системой коллимирования создает узкий веерообразный пучок лучей, угол расхождения которого составляет30°–50°. Ослабление рентгеновского луча при прохождении через объект регистрируется детекторами, преобразующими регистрируемое рентгеновское излучение в электрические сигналы. Затем эти аналоговые сигналы усиливаются электронными модулями и преобразуются в цифровые импульсы. Некоторые материалы оказываются очень эффективными для преобразования рентгеновского излучения. Например, Siemens  использует UFC-детекторы (сверхбыстрые керамические детекторы), которые благодаря хорошим свойствам материала дают превосходное качество изображения. Чаще в КТ используются два типа детекторов– люминесцентные и газовые.
В люминесцентных детекторах используются люминесцентные кристаллы соединенные с трубкой фотоумножителя для преобразования вспышек света  в  электроны.  Количество  произведенного  света  прямо  пропорционально  энергии  поглощенных  лучей.  Такие  детекторы  использовались  всканерах 1 и 2 поколений. Их недостатками является невозможность близкого расположения друг к другу и эффект послесвечения.
Газовый детектор представляет собой камеру ионизации, заполненную
ксеноном или криптоном. Ионизированный газ, пропорциональный излучению, падающему на камеру, вызывает соединение электронов свольфрамовыми пластинам, создающим электронные сигналы. Пластины расположенына расстоянии1.5 мм друг от друга. Газовые детекторы были разработаныдля сканеров3 поколения и дают высокое разрешение и чувствительность.
Их эффективность близка к100%, поскольку они могут быть расположены близко друг к другу.Основными параметрами детекторов, используемых в КТ, являются:
1. эффективность- характеристика, отражающая способность детекторов  обнаруживать  фотоны(эффективность  фиксирования  характеризует способность детектора получать фотоны и зависит от размера детектора и расстояния  между  ними;  эффективность  преобразования  характеризует процент фотонов, падающих на детектор и вызывающих сигнал в нём);
2. стабильность- качественная характеристика, отражающая динамическую устойчивость детекторов;
3. время ответа(мкс) - время,  затрачиваемое на обнаружение события, восстановление детектора и обнаружение следующего события;
4. динамический диапазон- отношение наибольшего сигнала, способного быть измеренным, к наименьшему сигналу, способному быть измеренным.
В современных томографах внутренняя схема коммутации на полевых транзисторах позволяет динамически выбирать режим работы детекторов.
Форма пучку рентгеновских  лучей придается с помощью специальных диафрагм, называемых коллиматорами, которые бывают двух видов. Коллиматоры источника расположены непосредственно перед источником излучения(рентгеновской трубкой); они создают пучок более параллельных лучей и позволяют снизить дозу воздействия на пациента.
Коллиматоры детекторов расположены  непосредственно перед детекторами и служат для снижения излучения рассеивания и сокращения артефактов изображений. Эти коллиматоры служат для определения толщины среза(ограничения  области,  рассматриваемой  датчиками) и  качества  профиля среза.
Фильтры  обеспечивают  равномерное  распределение  фотонов  поперек
рентгеновского луча и  уменьшают суммарную дозу облучения, удаляя более мягкое излучение. Обычно они сделаны из алюминия, графита или тефлона. Консоль управления столом пациента и гентри используется для контроля горизонтального и вертикального движения стола, позиционированияпациента, наклона гентри относительно вертикальной оси сканера.
Высоковольтный трехфазный генератор обеспечивает всю систему необходимой электроэнергией, позволяя корректировать методику исследования уменьшая дозу облучения пациента и сохраняя необходимую мощность.
Компьютер осуществляет реконструкцию изображения, решая более 30 000 уравнений одновременно.  В современных томографах  программноеобеспечение для обработки изображений во многом определяет их клиническую  производительность  и  информативность  регистрируемых  данных  исоставляет1/3 общей  стоимости  сканера.  Компьютер  получает  сигнал  ваналоговой форме и преобразовывает его в двоичный код, используя аналогово-цифровой преобразователь. Цифровой сигнал хранится в течение сканирования что позволяет после его окончания реконструировать изображение в заданной плоскости.
Реконструкция изображений  в компьютерной томографии
Решение математических задач  томографии сводится к решению операторных уравнений1-го рода. Известно, что задачи решения таких уравненийявляются некорректно поставленными. При нахождении их приближенныхрешений  необходимо  использовать  методы  регуляризации,  позволяющиеучитывать дополнительную информацию о решаемой задаче. Разнообразие такой информации порождает многочисленные алгоритмы решенияосновных математических задач вычислительной диагностики.
Одна из главных проблем, возникающих при решении математическихзадач  томографии, – выбор оптимального алгоритма, критерием отбора которого может служить, например, качество изображения.
Регистрируемые детектором данные это результат взаимодействия рентгеновского излучения и вещества, из которого состоит исследуемый объект.
При прохождении через  объект энергия фотонов уменьшается из-за действия фотоэлектрического эффекта(поглощения) и эффекта Комптона (рассеивания).
Режимы сканирования
Существует  два  способа  сбора  данных  в компьютерной  томографии: пошаговое и спиральное сканирование.
Самым простым способом сбора  данных является пошаговая КТ, для которого можно выделить две основные стадии: накопление данных и позиционирование пациента  (рис. 8). На стадии накопления данных (1c или менее) пациент остается неподвижным и рентгеновская трубка вращается относительно пациента для накопления полного набора проекций в предварительно определенном месте сканирования. На стадии позиционирования пациента(более1c) данные не накапливаются, а пациент перемещается в следующее положение сбора данных. Изображение реконструируют по полному набору данных.

Схема обследования при пошаговом  сканировании: 1 – сбор данных, 2 –движение стола, 3 – команда задержки дыхания, 4 – сбор данных, 5 – команда нормального дыхания, 6 – движение стола, 7 – реконструкция изображения
На практике используются две конфигурации пошагового сканирования:
1. Вращающийся пучок лучей  используется для облучения множествамногоканальных  детекторов. И источник, и детекторы закреплены на коромысле, непрерывно вращающемся вокруг пациента более чем на360?.
2. Множество детекторов  установлено на неподвижном кольце. Внутри или вне этого кольца находится рентгеновская трубка, которая непрерывновращается вокруг пациента.
Движение пациента во время  сбора данных при различных положенияхтрубки вызывает артефакты изображений и ограничивает области диагностического применения.
Более сложным является винтовое (спиральное) сканирование, которое стало  возможным  благодаря  появлению  конструкции  гентри  с кольцом скольжения,  позволяющим  трубке  и  детекторам  вращаться  непрерывно.
Первой  идею  спирального  сканирования  запатентовала  японская  фирмаTOSHIBA в1986 г. В1989 группа ученых под руководством T. Katakura выполнила первое клиническое исследование на спиральном КТ.
Достоинство  спиральной  КТ  заключается  в  непрерывном  накопленииданных, осуществляемом одновременно с движением пациента через раму. Расстояние перемещения пациента за оборот рамы соответствуетскорости движения стола. Поскольку данные накапливаются непрерывно, рабочий цикл в спиральной КТ близок к 100%, а отображение изображаемого объема происходит быстрее. Обычно при реконструкции изображений вспиральной КТ используются алгоритмы интерполяции, которые позволяютвыделить из общего набора данные, необходимые для построения изображения отдельного среза при каждом положении стола. Различают два алгоритма реконструкции: 360°- и180°-линейные интерполяции.

Схема спирального сканирования
 
В последнее десятилетие  активно разрабатываются многосрезовые КТ-сканеры, позволяющие сделать следующий шаг для повышения быстротыисследования. В этих томографах детекторы расположены в несколько рядов, что позволяет одновременно получать несколько срезов с различным положением по оси z. Первые многослойные КТ появились в1992 году и позволили наглядно оценить следующие преимущества:
-  более высокое пространственное  разрешение по оси Z;
-  более высокую скорость  исследования;
-  получение изображения  большего объема при заданных  параметрах;
-  рациональное использование  ресурса трубки.
Использование N-рядов детекторов позволяет нам разделить исходныйрентгеновский пучок на N пучков(апертура каждого ряда детекторов равна1/N полной коллимации пучка). В многослойной КТ системе разрешение по Оси Z (толщину среза) определяет коллимация ряда детекторов (рис. 10). Вмногослойной томографии пучок лучей не только расширяется в плоскости рамы, но и отклоняется от нее. Эта геометрия называется конусным пучкоми приводит к специальным алгоритмам реконструкции. Поскольку сканеримеет относительно небольшое количество рядов детекторов и, соответственно, относительно малую конусность луча, для реконструкции изображения можно использовать алгоритмы, разработанные для пучка параллельных лучей.
Толщина среза при многослойном сканировании выбирается комбинацией смежных рядов детекторов с помощью коллимирующей системы. Следует отметить, что можно реконструировать срез с толщиной большей, чем установленная в процессе сканирования, но не наоборот.

Современные многосрезовые КТ-сканеры имеют от 64 до 320 рядов детекторови обеспечивают высокое изотропное разрешение изображений, позволяя реконструировать полученные данные в произвольных плоскостях и повыситьинформационную  составляющую  проведенного  исследования.  Например, томограф Somatom Sensation 64-slice (Siemens) позволяет проводить исследования с изотропным разрешением 0,24 мм. При этом время одного оборота трубки составляет0,33 с, а скорость движения стола– 87 мм/с. Подобные системы позволяют проводить исследование с высокой разрешающей способностью и наиболеечасто используются в кардиологии, пульмонологии, исследованиях сосудистой системы.
 
 
Качество изображения
Качество  полученного  изображения  определяется  пятью  факторами: пространственным разрешением, контрастностью, шумом и пространственной однородностью, линейностью и наличием артефактов.
Пространственное  разрешение  используется  для  выражения  степенипятнистости изображения и  характеризует способность видеть маленькийплотный объект в области, содержащей вещества с различной  плотностью.
Оно зависит от системы  коллимации, размера детектора, выбранного размера пиксела, размера фокального пятна трубки.
Контрастное разрешение изображения– способность сканера показывать малые изменения контрастности тканей больших объектов. Ограниченошумом, имеющим гранулированное проявление.
Шум и пространственная однородность- различные КТ-числа для тканис однородной плотностью, вызванные недостатками прохождения фотонов через ткань.
В зависимости от источника  возникновения, шум разделяют на квантовый(результат ограничения фотонов, достигающих датчиков), электронный (вызванный электрическим взаимодействием  в  самой  системе), вычислительный(приближения,  используемые  в  процессе  измерения) и  лучевой(вызванный рассеиванием излучения).
Линейность- последовательность КТ-чисел для той же самой ткани через некоторое время. Из-за дрейфа КТ-чисел, сканеры нуждаются в периодической калибровке, чаще всего проводимой раз в день при сканированиифантома.
В целом можно заранее  сформулировать положения, которые  должнывыполняться в томографии, для того чтобы качество восстанавливаемогоизображения  удовлетворяло заданным требованиям. Для решения подобныхзадач  необходимо  предварительно  формализовать  понятие«качественноеизображение», определить адекватную количественную оценку этого понятия или, что то же самое, сформулировать количественные критерии качества получаемого изображения.
К сожалению, в данный момент не существует универсального критериякачества. Это вызвано тем, что конечная реакция наблюдателя очень сложнаи  неоднозначна и во многом зависит  от субъективных причин. Поэтому при
оценке качества изображения  пользуются отдельными, частными критериями, каждый из которых отражает определенную особенность формируемого изображения.
Говоря о качестве изображения  в первую очередь имеют в виде насколько оно похоже на истинное(т.е. формируемого идеальной системой). Всякое  случайное  изображение  флуктуирует  относительно  своего  среднегоизображения, при этом величина флуктуаций не велика. Среднее изображение в общем случае не совпадает систинным и может быть лишь похожимна него в той или иной степени. Поэтому, для того, чтобы каждое получаемое случайное изображение с большой вероятностью было похоже на истинное, не достаточно, чтобы оно отличалось от среднего, также необходимо, чтобы среднее изображение мало отличалось от истинного.
Чаще для оценки качества изображения чаще используют следующие
критерии.
Отношение сигнал/шум SNR.Чем больше величина SNR, тем меньше возможные отклонения наблюдаемого изображения от среднего. Если среднее изображение мало отличается от истинного или это отклонение существенно меньше отклонения, обусловленного флуктуациями, величина SNR хорошо описывает качествонаблюдаемого изображения.
В общем случае, отношение  сигнал/шум разное в разных точках изображения.
Разрешающая способность. Величина разрешающей способности определяется  для  изображения,  представляющего  собой  совокупность  двуходинаковых точечных источников, и описывает минимальное расстояниемежду ними, на котором они уверенно различаются.
 
 
Артефакты изображений  в компьютерной томографии
Артефактами изображений  в компьютерной томографии называют любое несоответствие между КТ-числами реконструированного изображения иистинными коэффициентами ослабления объекта. Технология реконструкции изображения такова, что измерения на всех детекторах суммируются, поэтому на изображениях проявляются любые ошибки измерений. Ошибкиреконструкции могут быть вызваны как недостатком данных, так и наличием различных шумов. Артефакты могут проявляться в виде полос (ошибка в отдельном измерении), затемнений (постепенное отклонение группы каналов), колец (ошибки калибровки отдельного детектора), искажений (спиральная реконструкция). Основными причинами появления артефактов являются:
-  физические процессы, участвующие в сборе данных;
-  факторы, связанные  с пациентом; 
-  неисправность аппаратуры;
-  спиральное или многослойное  сканирование.
Конструктивные особенности  современных КТ-сканеров позволяют минимизировать  некоторые  виды  артефактов,  которые  иногда  могут  бытьпрактически  полностью  скорректированы  программным  обеспечением,  аправильный выбор параметров исследования позволяет повысить качествоизображений. Рассмотрим наиболее часто возникающие в КТ артефакты.
Артефакты, вызванные  пациентом
Довольно часто в исследуемой  области присутствуют объекты с  высокой плотностью, например, сделанные из металла, что вызывает на изображении появление артефактов в виде полос. Это вызвано тем, чтоплотность металла выходит за предел нормального диапазона значений, который томограф может отобразить, давая неполные профили ослабления.
Ранее томографы имели  верхний предел измерений +1000HU, совпадающий со значением ослабления трубчатой кости, самой плотной структуры человеческого тела. Но поскольку металлические объекты дают большее ослабления, чем кость, компьютер присваивает им наибольшее возможное значение. Если металлический объект нельзя удалить из области исследования, тоснизить  влияние  артефакта  можно  повышая  напряжение  или  уменьшая толщину среза и тем самым снижая эффект частичного объема. Другой способ устранения артефакта– использование алгоритмов обработки реконструированных изображений, например, считая металлические объекты непрозрачными, а данные, соответствующие проходящим через них лучам, считать отсутствующими. Тогда для поиска этих отсутствующих данныхиспользуются итерационные методы. Предотвратить артефакты от металламожно  растягивая  шкалу  КТ-чисел,  которая  у  современных томографовимеет верхний предел+4000HU.
Движение пациента также  дает артефакты в виде полос или  размывания изображении. Это вызвано тем, что при реконструкции изображения полагаются на способность компьютера размещать значения коэффициентов ослабления в матрице пикселей, имеющей строки и столбцы. Еслипри сканировании происходит движение, компьютер не способен поместитьизмеренное значения в соответствующую ячейку, а только управлять поступающими данными.
Существует ряд методов, позволяющих снизить артефакты  движения.
1. Быстрый сбор данных.  Существует два пути уменьшения  временисканирования:  использование   высокоскоростных  томографов  с   временемсканирования коротким относительно периода сердечного цикла; синхронизация по времени процесса сбора данных.
2. Использование кардио- и респираторной синхронизации.
3. Обработка сигналов
и т.д.................


Перейти к полному тексту работы


Скачать работу с онлайн повышением оригинальности до 90% по antiplagiat.ru, etxt.ru


Смотреть полный текст работы бесплатно


Смотреть похожие работы


* Примечание. Уникальность работы указана на дату публикации, текущее значение может отличаться от указанного.