Современные виды томографии - часть 4

 

  Главная      Учебники - Компьютеры     Современные виды томографии - 2006 год

 

поиск по сайту            

 

 

 

 

 

 

 

 

 

содержание   ..  1  2  3  4  5  ..

 

 

Современные виды томографии - часть 4

 

 

 17 

плоскость, перпендикулярную плоскости 

)

,

v

u

, такую, что линия пересече-

ния плоскостей составляет с осью   угол  ϕ . В сечении этой плоскости со 
значениями  функции 

)

,

v

u

F

  получается  некоторая  одномерная  функция, 

зависящая от положения точки на этой прямой (например, от расстояния до 
начала координат). Если это расстояние равно 

ω , то координаты точки этой 

прямой в плоскости 

)

,

v

u

 равны 

ϕ

ω

= cos

u

ϕ

ω

= sin

v

 Следовательно, дан-

ная  функция  одной  переменной  получается  из  функции  двух  переменных 

)

,

v

u

F

 путём подстановки  и  

Теорема о центральном сечении говорит, что если функция 

)

,

y

x

f

 и ее 

радоновский  образ 

)

,

(

ϕ

s

R

  имеют  преобразования  Фурье,  то  одномерное 

преобразование Фурье радоновского образа 

)

,

(

ϕ

s

R

 по переменной   равно 

функции,  описывающей  центральное  сечение  двумерного  преобразования 
Фурье, соответствующее тому значению 

ϕ , при котором вычисляется пре-

образование Фурье функции 

)

,

(

ϕ

s

R

С учетом введенных обозначений математическая формулировка теоре-

мы о центральном сечении имеет вид:  

)

,

(

)

,

(

v

u

F

S

=

ϕ

ω

  

 

 

 

 

 

 

 

 

(5) 

Задача  восстановления  изображения  базируется  на  теореме  о  централь-

ном  сечении.  Функцию 

)

,

y

x

f

  можно  найти  по  двумерному  преобразова-

нию Фурье 

)

,

v

u

F

∫ ∫

+

π

=

dudv

e

v

u

F

y

x

f

vy

ux

i

)

(

2

)

,

(

)

,

(

    (6) 

Перейдём в плоскости

 

)

,

v

u

 к полярным координатам

 

ϕ

ω, : 

ϕ

ω

= cos

u

ϕ

ω

= sin

v

. Тогда уравнение (6) будет иметь вид: 

∫ ∫

π ∞

ϕ

+

ϕ

πω

ϕ

ω

ϕ

ω

ϕ

ω

ω

=

2

0

0

)

sin

cos

(

2

)

sin

,

cos

(

)

,

(

d

d

e

F

y

x

f

y

x

i

   (7) 

∫ ∫

π ∞

ϕ

+

ϕ

πω

ϕ

ω

ϕ

ω

ω

=

2

0

0

)

sin

cos

(

2

)

,

(

)

,

(

d

d

e

R

y

x

f

y

x

i

 

   (8) 

Равенство (8) является  искомой  формулой  обращения,  позволяющей 

найти  функцию 

)

,

y

x

f

.  Однако  данная  форма  записи  равенства  из-за  ис-

пользуемой  в  нем  области  интегрирования  оказывается  не  очень  удобной 
для обработки томограмм. Удобнее разбить интеграл на два, считая  что 

ϕ  

изменяется  от 0 до 

π  и  от  π  до  2π,  поскольку  тогда  можно  использовать 

свойство:  

)

,

(

)

,

(

ϕ

ω

=

π

+

ϕ

ω

F

F

   

 

 

 

 

 

 

(9) 

Алгоритм фоновой проекции относительно прост для параллельной схе-

мы сканирования, но реконструкция занимает много времени. Веерное ска-

 

18

нирование намного быстрее, но алгоритм для него более сложен. Существу-
ет  также  алгоритм  взвешенного  проектирования  с  равными  промежутками 
выборки  как  для  параллельного,  так  и  для  веерного  сканирования.  Кроме 
того, можно перевести данные о проекции, полученные для веерного пучка, 
в эквивалентные данные, полученные с помощью параллельных лучей, что 
позволяет использовать простой алгоритм реконструкции.  

Регистрируемые детектором данные это результат взаимодействия рент-

геновского излучения и вещества, из которого состоит исследуемый объект. 
При  прохождении  через  объект  энергия  фотонов  уменьшается  из-за  дейст-
вия  фотоэлектрического  эффекта  (поглощения)  и  эффекта  Комптона  (рас-
сеивания) [3].  Коэффициент  поглощения  фотонов  узкого  рентгеновского 
пучка при прохождении через материал зависит от коэффициента линейно-
го ослабления этого материала.  

d

e

I

x

I

μ

=

0

)

(

    

 

 

 

 

 

 

(10)  

где 

 - толщина  объекта,   - интенсивность  рентгеновских  лучей  испус-

каемых  источником, 

0

 - регистрируемая  детектором  интенсивность  излу-

чения, 

μ - коэффициент линейного ослабления материала. 

Рис. 6. Прохождение рентгеновских лучей через тонкий срез 

В компьютерной томографии рентгеновская трубка и система коллими-

рования  создают  узкий  веерообразный  пучок  лучей,  рассеиваемых  всеми 
вокселами (volume element) отображаемого слоя (рис. 6). Суммарный коэф-
фициент  рассеивания  при  прохождении  излучение  через  ряд  вокселов  ра-
вен: 

N

μ

+

+

μ

+

μ

=

μ

Σ

 

 

 

 

 

 

 

 

2

1

;   

 

 

 

 

 

(11) 

I

0

 

 

 

μ

1

I

 

 

μ

2

μ

3

μ

N

μ

N-1

I

I

 

I

0

 

 

 

μ

1

I

 

 

μ

2

μ

3

μ

N

μ

N-1

I

I

 

 19 

где 

N

μ

μ

μ

 

 ,

 ,

2

1

 – коэффициенты рассеивания излучения соответствующи-

ми вокселами. 

Поскольку  детекторы  регистрируют  интенсивность  излучения,  прошед-

шего через весь исследуемый объект, то по полученным данным мы можем 
оценить только 

Σ

μ : 

]

)

 

 

(

exp[

 

]

exp[

2

1

0

0

d

I

d

I

I

N

μ

+

+

μ

+

μ

=

μ

=

Σ

 

 

  (12) 

Найти  коэффициенты  поглощения  для  каждого  воксела,  необходимые 

для реконструкции изображения, можно с помощью метода обратного про-
ецирования,  предполагающего  получение  информации  о  характере  погло-
щения рентгеновского излучения во многих ракурсах. Рассмотрим слой, со-
стоящий из четырех вокселов (рис. 7). 

Рис. 7. Схема получения данных при компьютерной томографии 

Рассматриваемый слой подвергается облучению в нескольких ракурсах, 

в  результате  чего  мы  получаем  ряд  различных  значений  суммарных  коэф-
фициентов, которые можно записать в виде следующей системы уравнений: 

μ

=

μ

+

μ

μ

=

μ

+

μ

μ

=

μ

+

μ

μ

=

μ

+

μ

14

4

1

13

3

1

23

3

2

12

2

1

    

 

 

 

 

 

 

 

(13) 

Решая  уравнения  мы  получаем  коэффициенты  ослабления  для  указан-

ных  вокселов.  Каждому  вокселу  на  изображении  соответствует  отдельный 
пиксел (pixel - picture element), яркость  которого  отражает  ослабление  (аб-
сорбцию) рентгеновского излучения данным вокселом. 

В  действительности  изображения  в  компьютерной  томографии  состоят 

из значительно большего числа пикселов и восстанавливать приходится ко-
эффициенты рассеивания для такого же количества вокселов (рис. 7). В со-
временных  томографах  цифровая  матрица  получаемого  изображения  чаще 
всего имеет размерность 512

×512 или 256×256 пикселов. 

Выходные  данные  КТ  сканера  даются  в  КТ-числах  или  единицах  Ха-

унсфилда. У современных медицинских сканеров измеряемые КТ числа ле-

I

01

 

I

02

 

I

03

 

I

0n

 

μ

11

 

μ

12

 

μ

13

μ

21

 

μ

22

 

μ

23

μ

31

 

μ

32

 

μ

33

μ

n1

 

μ

nm

μ

1m

μ

2m

μ

3m

)

(

01

1

12

11

K

+

+

=

d

d

e

I

I

μ

μ

)

(

02

2

22

21

K

+

+

=

d

d

e

I

I

μ

μ

)

(

0

2

1

K

+

+

=

d

d

n

n

n

n

e

I

I

μ

μ

 

 

μ

μ

 

 

μ

μ

 

20

жат в диапазоне от –1024HU до +3071 HU. Соотношение между коэффици-
ентом  линейного  ослабления  материала  (µ

х

)  и  соответствующей  единицей 

Хаунсфилда (H) имеет вид:  

1000

μ

μ

μ

=

материала

воды

х

H

   

 

 

 

 

 

 

(14) 

Компьютерная  обработка  изображения  позволяет  различать  более  ста 

степеней  изменения  плотности  исследуемых  тканей - от  нуля - для  воды, 
ликвора до ста и более - для костей, что дает возможность дифференциро-
вать  различия  нормальных  и  патологических  участков  тканей  в  пределах 
0,5-1%, т.е. в 20-30 раз больше, чем на обычных рентгенограммах.  

Таблица 2.

 Плотность различных тканей в единицах Хаунсфилда  

Ткань 

плотность, 

HU 

Ткань 

плотность, 

HU 

кость, в среднем +1000 

серое вещество мозга +20-40 

свернувшаяся кровь +55-75 

кровь +13-18 

селезенка +50-70 

спинномозговая жидкость

+15 

печень +40-70 

опухоль +5-35 

поджелудочная железа +40-60 

желчный пузырь +5-30 

почка +40-60 

вода 0 

аорта +35-50 

орбиты -25 

мышцы +35-50 

жир -100 

белое вещество мозга -36-46 

легкие -150-400 

мозжечок +30 

воздух -1000 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

содержание   ..  1  2  3  4  5  ..