Операция компьютерной томографии

Спиральная компьютерная томография
Спиральная компьютерная томография
МеШ	Д036542

КТ-сканер со снятой крышкой, чтобы показать внутренние компоненты. Легенда:
Т: рентгеновская трубка
D: Детекторы рентгеновского излучения
X: рентгеновский луч
R: Вращение гентри

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.

Визуальное представление полученных необработанных данных называется синограммой , однако этого недостаточно для интерпретации. После получения данных сканирования их необходимо обработать с использованием томографической реконструкции , которая создает серию изображений поперечного сечения. С точки зрения математики, необработанные данные, получаемые сканером, состоят из множества «проекций» сканируемого объекта. Эти проекции по сути являются радоновым преобразованием структуры объекта. Реконструкция по существу включает в себя решение обратного преобразования Радона.

Структура

В обычных компьютерных томографах рентгеновская трубка и детектор физически вращаются за круглым кожухом (см. изображение вверху справа). Альтернативная, недолговечная конструкция, известная как электронно-лучевая томография (ЭЛТ), использовала электромагнитное отклонение электронного луча внутри очень большой конической рентгеновской трубки и стационарной матрицы детекторов для достижения очень высокого временного разрешения для получения изображений быстро движущихся объектов. структуры, например коронарные артерии . Системы с очень большим количеством рядов детекторов, в которых охват оси z сравним с охватом оси xy , часто называют КТ с конусным лучом из- за формы рентгеновского луча (строго говоря, луч имеет пирамидальную форму). форма, а не коническая). Конусно-лучевая КТ 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 рядов, можно реконструировать трехмерный объем из один оборот с использованием подходящего программного обеспечения.

Контрастные среды

Контрастные вещества, используемые для рентгеновской КТ, а также для обычной пленочной рентгенографии , называются радиоконтрастами . Радиоконтрасты для рентгеновской КТ, как правило, основаны на йоде. ^[2] Это полезно для выделения таких структур, как кровеносные сосуды, которые в противном случае было бы трудно отличить от их окружения. Использование контрастного материала также может помочь получить функциональную информацию о тканях. Часто изображения делаются как с рентгеноконтрастом, так и без него.

Схематическая конфигурация и движение

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

Заявления

Цифры (1)–(7), представленные на рис. 3 (см. цифры в скобках), обозначают соответственно: (1) = объект; (2) = источник света с параллельным лучом; (3) = экран; (4) = передающий луч; (5) = базовый круг (базовый объект); (6) = начало координат (базовый объект); и (7) = рентгеноскопическое изображение (одномерное изображение; p (s, θ)).

Две базовые системы координат xy и ts представлены для объяснения позиционных отношений и движений элементов (0)–(7) на рисунке. Системы координат xy и ts имеют общее начало координат (6) и расположены в одной плоскости. То есть плоскость xy и плоскость ts — это одна и та же плоскость. В дальнейшем эта виртуальная плоскость будет называться «базовой плоскостью». Кроме того, на базовой плоскости устанавливается виртуальная окружность с центром в вышеупомянутом начале координат (6) (в дальнейшем она будет называться «базовой окружностью»). Этот базовый круг (5) будет представлять собой орбиту оптической системы излучения параллельным лучом. Естественно, начало координат (6), базовая окружность (5) и базовые системы координат являются виртуальными объектами, которые воображаются для математических целей.

μ(x,y) — коэффициент поглощения объекта (3) в каждом (x,y), p(s,θ) (7) — совокупность рентгеноскопических изображений.

Движение оптической системы параллельного лучевого излучения

Оптическая система параллельного лучевого излучения является ключевым компонентом компьютерного томографа. Он состоит из параллельно-лучевого источника рентгеновского излучения (2) и экрана (3). Они расположены так, что обращены друг к другу параллельно началу координат (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 системой координат ts , сохраняя при этом относительные позиционные отношения между собой и с системой координат ts (так что эти два признака ((2) и (3)) всегда противостоят друг другу). Плоскость ts расположена так, что направление от коллимированного источника рентгеновского излучения (2) к экрану (3) совпадает с положительным направлением оси t, а ось s параллельна этим двум элементам. В дальнейшем угол между осями x и s будет обозначаться как θ. То есть оптическая система с параллельным лучом излучения, в которой угол между объектом и передающим лучом равен θ. Этот базовый круг (6) будет представлять собой орбиту оптической системы излучения параллельным лучом.

С другой стороны, объект (1) будет сканироваться компьютерным томографом, зафиксированным в xy системе координации . Следовательно, объект (1) не будет перемещаться, пока оптическая система облучения параллельным лучом вращается вокруг объекта (1). Объект (1) должен быть меньше опорной окружности.

Приращение/скорость стола

Расстояние, на которое перемещается стол при каждом повороте рентгеновского генератора на 360°, называется шагом или подачей стола для режимов осевого сканирования. Для режимов спирального сканирования это называется скоростью стола . ^[3] Установка приращения меньше толщины среза приводит к перекрытию срезов. Положительный эффект от этого — более плавный переход между изображениями при прокрутке стека. ^[4]

Получение изображений передачи

Во время вышеупомянутого движения (то есть поворота вокруг объекта (1)) оптической системы с параллельным лучом излучения коллимированный источник рентгеновского излучения (2) излучает пропускающий луч (4), который фактически представляет собой «параллельные лучи» в геометрической оптической системе. смысл. Направление движения каждого луча передающего луча (4) параллельно оси t. Пропускающий луч (4), испускаемый источником рентгеновского излучения (2), проникает в объект и достигает экрана (3) после ослабления из-за поглощения объектом.

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

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

Томографическая реконструкция

Метод обратного проецирования с фильтром является одним из наиболее известных алгоритмических методов решения этой проблемы. Он концептуально прост, настраиваем и детерминирован . Это также не требует вычислительных затрат: современным сканерам требуется всего несколько миллисекунд на одно изображение.Однако это не единственный доступный метод: оригинальный сканер ЭМИ решал задачу томографической реконструкции с помощью линейной алгебры , но этот подход был ограничен своей высокой вычислительной сложностью, особенно с учетом доступных в то время компьютерных технологий. Совсем недавно производители разработали итеративные на основе физических моделей максимального правдоподобия методы максимизации ожидания . Преимущество этих методов заключается в том, что они используют внутреннюю модель физических свойств сканера и физических законов взаимодействия рентгеновских лучей. Более ранние методы, такие как обратная проекция с фильтром, предполагают совершенный сканер и сильно упрощенную физику, что приводит к множеству артефактов, высокому шуму и ухудшению разрешения изображения. Итеративные методы обеспечивают изображения с улучшенным разрешением, уменьшенным шумом и меньшим количеством артефактов, а также дают возможность значительно снизить дозу радиации в определенных обстоятельствах. ^[5] Недостатком являются очень высокие вычислительные требования, но достижения в области компьютерных технологий и методов высокопроизводительных вычислений , такие как использование высокопараллельных алгоритмов графического процессора или использование специализированного оборудования, такого как FPGA или ASIC , теперь допускают практическое использование.

Основной принцип

В этом разделе будет объяснен основной принцип томографии в том случае, когда особенно используется томография с использованием оптической системы с параллельным лучом облучения.

Томография — это технология, которая использует томографическую оптическую систему для получения виртуальных «срезов» (томографического изображения) определенного поперечного сечения сканируемого объекта, что позволяет пользователю видеть внутри объекта без разрезания. Существует несколько типов томографических оптических систем, включая оптическую систему с параллельным пучком облучения. Оптическая система с параллельным лучом может быть самым простым и практичным примером томографической оптической системы, поэтому в этой статье объяснение «Как получить томографическое изображение» будет основано на «оптической системе с параллельным лучом». Разрешение в томографии обычно описывается критерием Кроутера .

Рис. 3 предназначен для иллюстрации математической модели и принципа томографии. На рис.3 коэффициент поглощения в координате поперечного сечения (x, y) субъекта смоделирован как μ(x, y). Рассмотрение, основанное на вышеизложенных предположениях, может прояснить следующие моменты. Поэтому в этом разделе объяснение продвигается 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 к μ(x, y), и
(2)μ(x, y) восстанавливается путем обратного преобразования Радона к результатам измерений.

(1) Результаты измерения p(s,θ) в оптической системе с параллельным пучком облучения.

Рассмотрим математическую модель, где коэффициент поглощения объекта в каждой точке $(x,y)$ представлена функцией $\mu (x,y)$ и предположим, что пропускающий луч проникает без дифракции, диффузии или отражения. Также предположим, что луч поглощается объектом и его затухание происходит в соответствии с законом Бера-Ламберта .Тогда мы хотим знать значения функции $\mu$ . То, что мы можем измерить, — это значения функции $p(s,\theta )$ .

Когда затухание соответствует закону Бера-Ламберта , соотношение между ${I}_{0}$ и $I$ определяется уравнением ( 1 ), а оптическая плотность $p_{l}$ по пути светового луча $l(t)$ определяется уравнением ( 2 ). Здесь ${I}_{0}$ - интенсивность светового луча до прохождения, а $I$ — интенсивность луча после прохождения.

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

( 1 )

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

( 2 )

Здесь направление от источника света к экрану определяется как $t$ направлении и перпендикулярно $t$ направление и параллельность экрану определяется как $s$ направление. (Оба $(t,s)$ и $(x,y)$ системы координат выбраны так, что они являются отражением друг друга без зеркально-отражательного преобразования.) ^{[ нужны разъяснения ]}

Используя оптическую систему параллельного облучения лучами, можно экспериментально получить серии флюороскопических изображений (это одномерные изображения $p_{\theta }(s)$ конкретного сечения сканируемого объекта) для каждого угла $\theta$ между объектом и проходящим лучом света. На рис.3 $(x,y)$ плоскость вращается против часовой стрелки. ^{[Примечания 1]} вокруг исходной точки в плоскости таким образом, чтобы «сохранять взаимное расположение источника света (2) и экрана (7), проходящих по траектории (5)». Угол поворота в этом случае такой же, как и упомянутый выше θ.

Балка, имеющая угол $\theta$ это набор строк ${l}_{\theta ,s}(t)$ , представленное уравнением ( 3 ) ниже.

${l}_{\theta ,s}(t)=t{\begin{bmatrix}-\sin \theta \\\cos \theta \\\end{bmatrix}}+{\begin{bmatrix}s\cos \theta \\s\sin \theta \\\end{bmatrix}}$

( 3 )

Функция $p_{\theta }(s)$ определяется уравнением ( 4 ). Что $p_{\theta }(s)$ равен линейному интегралу от µ(x,y) вдоль ${l}_{[\theta ,s]}(t)$ (уравнение 3) аналогично (уравнению 2). Это означает, что $p(s,\theta )$ следующего (уравнения 5) является результатом преобразования Радона µ(x,y).

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

( 4 )

Можно определить следующую функцию двух переменных ( 5 ). В этой статье $p(s,\theta )$ представляет собой коллекцию рентгеноскопических изображений .

$p(s,\theta )=p_{\theta }(s)$

( 5 )

(2)μ(x, y) восстанавливается путем обратного преобразования Радона к результатам измерений

«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 измеряли» — это p(s,θ). С другой стороны, «то, что мы хотим знать» — это µ(x,y). Итак, следующим будет «Как восстановить µ(x,y) по p(s,θ)».

Спиральный КТ

Спиральная компьютерная томография , или винтовая компьютерная томография , представляет собой технологию компьютерной томографии (КТ), в которой источник и детектор перемещаются по винтовой траектории относительно объекта. Типичные реализации включают перемещение кушетки пациента через отверстие сканера при вращении гентри. Спиральная КТ может обеспечить улучшенное разрешение изображения при заданной дозе облучения по сравнению со 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 КТ. ^[6] Календер утверждает, что термины «спираль» и «винтовой» являются синонимами и одинаково приемлемы. ^[7]

Существует класс артефактов изображения, характерных для спиральной съемки. ^[8]

Односрезовая и многосрезовая спиральная КТ

С момента своего изобретения Календером в 1980-х годах компьютерные томографы со спиральным сканированием постоянно увеличивали количество рядов детекторов (срезов), которые они используют. Прототип 16 -срезового многосрезового сканера был представлен в 2001 году, а в 2004 году на рынке появились 64-срезовые сканеры. 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 излучать луч, расходящийся в осевом направлении (т.е. конусный луч вместо веерного луча).

Подача

Винтовая траектория КТ-луча характеризуется своим шагом, равным расстоянию подачи стола по диапазону сканирования за один оборот гентри, делённому на коллимацию секции. ^[9] Когда шаг больше 1, доза радиации для данного осевого поля зрения (FOV) уменьшается по сравнению с обычной КТ. Однако при больших шагах приходится идти на компромисс с точки зрения шума и продольного разрешения. ^[10]

Спиральная (или спиральная) конусно-лучевая компьютерная томография

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

Компьютерная томография со спиральным (или спиральным) конусным лучом — это тип трехмерной компьютерной томографии (КТ), в которой источник (обычно рентгеновских лучей ) описывает винтовую траекторию относительно объекта, в то время как двумерная группа детекторов измеряет передаваемое излучение на часть конуса лучей, исходящих от источника.

В практических рентгеновских компьютерных томографах со спиральным конусным лучом источник и массив детекторов монтируются на вращающемся гентри, в то время как пациент перемещается в осевом направлении с постоянной скоростью. Ранее рентгеновские компьютерные томографы визуализировали один срез за раз с помощью вращающегося источника и одномерной матрицы 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 достигается за счет большей математической сложности восстановления изображения на основе измерений.

История

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

Первые машины вращали источник рентгеновского излучения и детекторы вокруг неподвижного объекта. После полного вращения объект будет перемещаться вдоль своей оси, и начнется следующее вращение. Более новые машины допускали непрерывное вращение, при этом объект, подлежащий визуализации, медленно и плавно скользил через рентгеновское кольцо. Их называют спиральными или спиральными компьютерными томографами. Последующим развитием спиральной КТ стала многосрезовая (или многодетекторная) КТ; вместо одного ряда детекторов используются несколько рядов детекторов, эффективно фиксирующих несколько сечений одновременно.

Ссылки

^ Джун, Кёнтэк; Юн, Сохван (2017). «Решение по выравниванию для реконструкции КТ-изображений с использованием фиксированной точки и виртуальной оси вращения» . Научные отчеты . 7 : 41218. arXiv : 1605.04833 . Бибкод : 2017NatSR...741218J . дои : 10.1038/srep41218 . ISSN 2045-2322 . ПМЦ 5264594 . ПМИД 28120881 .
^ Уэбб, В. Ричард; Брант, Уильям Э.; Майор, Нэнси М. (2014). Основы КТ тела . Elsevier Науки о здоровье. п. 152. ИСБН 9780323263580 .
^ «Параметры компьютерной томографии: Перевод терминов разных производителей» (PDF) . МАГАТЭ . Американская ассоциация физиков в медицине . 11 августа 2011 г.
^ Страница 310 в: Кристен М. Уотерстрам-Рич; Дэвид Гилмор (2016). Ядерная медицина и ПЭТ/КТ: технологии и методы (8-е изд.). Elsevier Науки о здоровье. ISBN 9780323400350 .
^ Баркан, О; Вейл, Дж; Авербух, А; Декель, С. «Адаптивная сжатая томография» . В материалах конференции IEEE по компьютерному зрению и распознаванию образов, 2013 г. (стр. 2195–2202).
^ Календер, Вашингтон (1994). «Технические основы спиральной КТ» Семин УЗИ КТ МР 15 : (2) 81-89.
^ Календер, Вашингтон (1994). «Спиральная или спиральная КТ: правильно или неправильно?» Радиология. Архивировано 11 октября 2010 г. в Wayback Machine 193 : (2) 583.
^ Барретт и Кит (2004) RadioGraphics 24: 1679-1691 https://dx.doi.org/10.1148/rg.246045065
^ Хайкен и др. (1993) Радиология 189:647-656 https://dx.doi.org/10.1148/radiology.189.3.8234684
^ Мальджян и Голдман (2013) AJR 200: 741-747 https://dx.doi.org/10.2214/AJR.12.9768
^ Спиральная + конусно-лучевая + КТ в Национальной медицинской библиотеке США по медицинским предметным рубрикам (MeSH)

Примечания

^ Перейти обратно: ^а ^б В этой статье следующее обсуждение развивается на основе движения против часовой стрелки. Однако вопрос о том, является ли направление вращения против часовой стрелки или по часовой стрелке, не является существенной проблемой. Даже если предполагается, что направление вращения противоположное, на существенном уровне не возникает никакого специфического воздействия, за исключением некоторой незначительной деформации формулы, включая изменение местами части положительных или отрицательных знаков.

Внешние ссылки

Принципы компьютерной томографии

[1] Джун, Кёнтэк; Юн, Сохван (2017). «Решение по выравниванию для реконструкции КТ-изображений с использованием фиксированной точки и виртуальной оси вращения» . Научные отчеты . 7 : 41218. arXiv : 1605.04833 . Бибкод : 2017NatSR...741218J . дои : 10.1038/srep41218 . ISSN 2045-2322 . ПМЦ 5264594 . ПМИД 28120881 .

[2] Уэбб, В. Ричард; Брант, Уильям Э.; Майор, Нэнси М. (2014). Основы КТ тела . Elsevier Науки о здоровье. п. 152. ИСБН 9780323263580 .

[4] «Параметры компьютерной томографии: Перевод терминов разных производителей» (PDF) . МАГАТЭ . Американская ассоциация физиков в медицине . 11 августа 2011 г.

[5] Страница 310 в: Кристен М. Уотерстрам-Рич; Дэвид Гилмор (2016). Ядерная медицина и ПЭТ/КТ: технологии и методы (8-е изд.). Elsevier Науки о здоровье. ISBN 9780323400350 .

[ata-6] Баркан, О; Вейл, Дж; Авербух, А; Декель, С. «Адаптивная сжатая томография» . В материалах конференции IEEE по компьютерному зрению и распознаванию образов, 2013 г. (стр. 2195–2202).

[7] Календер, Вашингтон (1994). «Технические основы спиральной КТ» Семин УЗИ КТ МР 15 : (2) 81-89.

[8] Календер, Вашингтон (1994). «Спиральная или спиральная КТ: правильно или неправильно?» Радиология. Архивировано 11 октября 2010 г. в Wayback Machine 193 : (2) 583.

[9] Барретт и Кит (2004) RadioGraphics 24: 1679-1691 https://dx.doi.org/10.1148/rg.246045065

[10] Хайкен и др. (1993) Радиология 189:647-656 https://dx.doi.org/10.1148/radiology.189.3.8234684

[11] Мальджян и Голдман (2013) AJR 200: 741-747 https://dx.doi.org/10.2214/AJR.12.9768

[12] Спиральная + конусно-лучевая + КТ в Национальной медицинской библиотеке США по медицинским предметным рубрикам (MeSH)

[n1-3] Перейти обратно: ^а ^б В этой статье следующее обсуждение развивается на основе движения против часовой стрелки. Однако вопрос о том, является ли направление вращения против часовой стрелки или по часовой стрелке, не является существенной проблемой. Даже если предполагается, что направление вращения противоположное, на существенном уровне не возникает никакого специфического воздействия, за исключением некоторой незначительной деформации формулы, включая изменение местами части положительных или отрицательных знаков.

[1]

[2]

[Примечания 1]

[3]

[4]

[5]

[6]

[7]

[8]

[9]

[10]

[11]