Министерство образования и науки Украины
Харьковский национальный университет имени В.Н. Каразина
Радиофизический факультет
Доклад на семинаре «Современная электроника»:
Компьютерная томография
студентки группы РЕ – 21
Пановой О.Е.
Руководитель:
доц. Думин А.Н.
Харьков – 2008
Содержание
Введение. Основы томографии и рентгенографии
1. История открытия метода
2. Устройство рентгеновской установки
2.1 Источник рентгеновского излучения
2.2 Приемник рентгеновского излучения
3. Развитие компьютерной томографии
4. Физические и технические основы томографии
4.1Принципы образования послойного изображения
4.2Получение компьютерной томограммы, её методы
5. Цифровые рентгенологические системы
5.1 Описание цифровых рентгенологических систем
5.2 Области применения и преимущества цифровых рентгенологических систем
Вывод
Литература
Введение. Основы томографии и рентгенографии
На протяжении многих веков усилия врачей были направлены на решение труднейшей задачи - улучшение распознавания заболеваний человека. Потребность в методе, который позволил бы заглянуть внутрь человеческого тела, не повреждая его, была огромной. Какую огромную пользу принес бы непосредственный осмотр человеческого организма, если бы он стал вдруг «прозрачным». И вряд ли кто-нибудь из ученых прошлого мог предположить, что эта мечта вполне осуществима. Потребность увидеть не оболочку, а структуру организма живого человека, его анатомию и физиологию была столь насущной, что, когда чудесные рентгеновские лучи, позволявшие осуществить это на практике были, наконец, открыты, врачи почти сразу поняли, что в медицине наступила новая эра.
Рентгенологический метод - это способ изучения строения и функции различных органов и систем, основанный на качественном и/или количественном анализе пучка рентгеновского излучения, прошедшего через тело человека.
Рентгенографuя - способ рентгенологического исследования, при котором изображение объекта получают на рентгеновской пленке путем ее прямого экспонирования пучком излучения.
Томография - послойная рентгенография. При томографии, благодаря движению во время съемки с определенной скоростью рентгеновской трубки на пленке получается резким изображение только тех структур, которые расположены на определенной, заранее заданной глубине. Тени органов и образований, расположенных на меньшей или большей глубине, получаются «смазанными» и не накладываются на основное изображение. Томография облегчает выявление опухолей, воспалительных инфильтратов и других патологических образований.
В терапевтической практике чаще всего вначале прибегают к простому просвечиванию рентгеновскими лучами за рентгеновским экраном – рентгеноскопии. Однако, с помощью обычной, бесконтрастной рентгеноскопии, можно исследовать лишь органы, дающие на экране тени различной яркости. Например, на фоне прозрачных за рентгеновским экраном лёгких, можно исследовать сердце (размеры, конфигурацию), определить участки уплотнения в легочной ткани, обусловленные воспалительной инфильтрацией при пневмонии. Одним из наиболее совершенных, дающих очень достоверную информацию рентгенологических методов является компьютерная томография, позволяющая благодаря использованию ЭВМ дифференцировать ткани и изменения в них, очень незначительно различающиеся по степени поглощения рентгеновского излучения. За последние годы значительно усовершенствовалась техника получения изображения. С помощью электронно-оптического усилителя, установленного на рентгеновском аппарате, удается получить значительно более яркие и четкие изображения при меньшей дозе облучения больного, что в свою очередь позволяет снять на кинопленку весь процесс исследования или отдельные его фазы (рентгенокинематография). Это имеет особое значение при функциональных нарушениях органов (эзофагоспазм, дискинезия кишечника и т. д.). Кинопленку можно затем вторично просмотреть и вновь восстановить весь процесс исследования больного, провести консилиум и т. д.
1. История открытия метода
Идея компьютерной томографии (КТ) родилась в далекой Южно-Африканской Республике у физика А. Кормака. В 1963 г. он опубликовал статью о возможности компьютерной реконструкции изображения мозга. Спустя 7 лет этим занялась группа инженеров английской фирмы электромузыкальных инструментов во главе с г. Хаунсфилдом. Время сканирования первого объекта (мозг, консервированный в формалине) на созданной ими экспериментальной установке составило 9 ч. Уже в 1972 Г. была произведена первая томограмма женщине с опухолевым поражением мозга. 19 апреля 1972 г. на конгрессе Британского радиологического института Г. Хаунсфилд и врач Дж. Амброус выступили с сенсационным сообщением «Рентгенология проникает в мозг». А в 1979 г. Г. Хаунсфилд был удостоен Нобелевской премии.
Этот способ основан на использовании волновых колебаний, для проникновения которых ткани человеческого тела не являются непреодолимым препятствием. В результате взаимодействия волновых колебаний с органами и тканями организма на различных приемниках - экране, пленке, бумаге и др. - возникают их изображения, расшифровка которых позволяет судить о состоянии различных анатомических образований.
Такими образом, множество методов принципиально близки рентгенодиагностике как по своей природе, так и по характеру конечного результата их применения. Внедрение в практику этих методов (наряду с рентгенологией) привело к возникновению новой обширной медицинской дисциплины, получившей за рубежом название диагностической радиологии (от латинского radius - луч), а у нас - лучевой диагностики. Возможности этой дисциплины в распознавании заболеваний человека весьма велики. Ей доступны практически все органы и системы человека, все анатомические образования, размеры которых выше микроскопических.
2. Устройство рентгеновской установки как части томографа
Типичная рентгеновская диагностическая система состоит из рентгеновского излучателя (трубки), объекта исследования (пациента), прео6разователя изображения и врача-рентгенолога.
Рис.1. принципиальное устройство рентгеновской трубки
Рентгеновское излучение, возникшее в аноде рентгеновской трубки, направляют на больного, в теле которого оно частично поглощается и рассеивается, а частично проходит насквозь. Датчик преобразователя изображения улавливает прошедшее излучение, а преобразователь строит видимый световой образ, который воспринимает врач.
2.1 Источник рентгеновского излучения
В состав типового рентгенодиагностического аппарата входят питающее устройство, пульт управления, штатив и рентгеновская трубка. Она-то, собственно, и является источником излучения. Установка получает питание из сети в виде переменного тока низкого напряжения. В высоковольтном трансформаторе сетевой ток преобразуется в переменный ток высокого напряжения - от 40 до 150 кВ. Из вторичной обмотки трансформатора переменный ток поступает в систему выпрямителей, превращающих его в выпрямленный ток, идущий в одном направлении. Высоковольтный выпрямленный ток подают на рентгеновскую трубку, которая генерирует peнтгеновское излучение. Трубка закреплена на штативе. На нем же располагается экранно-снимочное устройство. Управление аппаратом несложно. Выбор и регулировка технических условий осуществляются автоматически с помощью микропроцессорной техники. В некоторых моделях телевизионный монитор и пульт управления вынесены в соседнее помещение, откуда врач и ведет исследование.
2.2 Приемник рентгеновского излучения
В рентгеновских установках используют различные датчики и преобразователи изображения. Целесообразно выделить 5 типов приемников: рентгеновскую пленку, полупроводниковую фоточувствительную пластину, флюоресцирующий экран, рентгеновский электронно-оптический преобразователь, дозиметрический счетчик. На них соответственно построены 5 общих методов рентгенологического исследования: рентгенография, электрорентгенография, рентгеноскопия, рентгенотелевизионная рентгеноскопия и дигитальная рентгенография (В том числе компьютерная томография).
Рис. 2. Принципиальное устройство рентгеновской установки
рентгенография компьютерный цифровой томография
3. Развитие компьютерной томографии
Изобретение рентгеновской томографии с обработкой получаемой информации на ЭВМ произвело переворот в области получения изображения в медицине. Аппарат, изготовленный и опробованный группой инженеров английской фирмы «EMI», получил название ЭМИ-сканера.
Разработчик в своем аппарате использовал кристаллический детектор с фотоэлектронным умножителем (ФЭУ), однако источником была трубка, жестко связанная с детектором, которая делала сначала поступательное, а затем вращательное движение при постоянном включении рентгеновского излучения. Такое устройство томографа позволяло получить томограмму за 4-20 мин.
Рентгеновские томографы с подобным устройством (I поколение) применялись только для исследования головного мозга. Это объяснялось как большим временем исследования (визуализации только неподвижных объектов), так и малым диаметром зоны томографирования до (24 см). Однако получаемое изображение несло большое количество дополнительной диагностической информации, что послужило толчком не только к клиническому применению новой методики, но и к дальнейшему совершенствованию самой аппаратуры.
Вторым этапом в становлении нового метода исследования был выпуск к 1974 г. компьютерных томографов, содержащих несколько детекторов. После поступательного движения, которое производилось быстрее, чем у аппаратов I поколения, трубка с детекторами делала поворот на 3-10о , что способствовало ускорению исследования, уменьшению лучевой нагрузки на пациента и улучшению качества изображения. Однако время получения одной томограммы (20-60 с) значительно ограничивало применение томографов II поколения для исследования всего тела ввиду неизбежных артефактов, появляющихся из-за произвольных и непроизвольных движений. Аксиальные компьютерные рентгеновские томографы данной генерации нашли широкое применение для исследования головного мозга в неврологических и нейрохирургических клиниках.
Получение качественного изображения среза тела человека на любом уровне стало возможным после разработки в 1976-1977 гг. компьютерных томографов III поколения. Принципиальное отличие их заключалось в том, что было исключено поступательное движение системы трубка-детекторы, увеличены диаметр зоны исследования до 50-70 см и первичная матрица компьютера. Это привело к тому, что одну томограмму стало возможным получить за 3-5 секунд при обороте системы трубка-детекторы на 360о . Качество изображения значительно улучшилось и стало возможным обследование внутренних органов. На рис. 3 показана схема получения изображения с помощью компьютерного томографа.
С 1979 г. некоторые ведущие фирмы начали выпускать компьютерные томографы IV поколения. Детекторы (1100-1200 шт.) в этих аппаратах расположены по кольцу и не вращаются. Движется только рентгеновская трубка, что позволяет уменьшить время получения томограммы до 1-1,5 секунды при повороте трубки на 360о . Это, а также сбор информации под разными углами увеличивает объем получаемых сведений при уменьшении затрат времени на томограмму.
Рис. 3 Схема получения изображения
В 1986 г. произошел качественный скачок в аппаратостроении для рентгеновской компьютерной томографии. Фирмой «Иматрон» выпущен компьютерный томограф V поколения, работающий в реальном масштабе времени. Он содержит 200 источников и 5000 приемников рентгеновского света, а время получения одного изображения-5 млсек. Учитывая заинтересованность клиник в приобретении компьютерных томографов, с 1986 г. определилось направление по выпуску «дешевых» компактных систем для поликлиник и небольших больниц. Обладая некоторыми ограничениями, связанными с числом детекторов или временем и объемом собираемой информации, эти аппараты позволяют выполнять 75-95% (в зависимости от вида органа) исследований, доступных «большим» компьютерным томографам.
4. Физические и технические основы томографии
4.1 Принципы образования послойного изображения
При выполнении обычной рентгенограммы три компонента - пленка, объект и рентгеновская трубка - остаются в покое. Томографический эффект можно получить при следующих комбинациях:
1) неподвижный объект и движущиеся источник (рентгеновская трубка) и приемник (рентгенографическая пленка, селеновая пластина, кристаллический детектор и т.п.) излучения;
2) неподвижный источник излучения и движущиеся объект и приемник излучения;
3) неподвижный приемник излучения и движущиеся объект и источник излучения. Наиболее распространены томографы с синхронным перемещением трубки и пленки в противоположных направлениях при неподвижности пациента
Рис. 4 Принцип образования послойного изображения
F0, F1, F2 -нулевое,исходное и конечное положение фокуса рентгеновской трубки; j-1/2 угла поворота трубки; S-поверхность стола; Т-объект исследования; О-точка выделяемого слоя; О1, О2-точки, находящиеся выше и ниже выделяемого слоя; О`, О``-проекции точки О на пленке при исходном и конечном положениях фокуса рентгеновской трубки; О1`, O1``-проекции точки О1 на пленке при тех же положениях фокуса трубки; О2`, О2``-проекции точки О2 при тех же положениях фокуса трубки; О```-проекции всех точек на пленке при нулевом положении рентгеновской трубки. Рентгеновский излучатель и кассето-держатель с приемником излучения (рентгеновская пленка, селеновая пластина) соединяют жестко с помощью металлического рычага. Ось вращения рычага (перемещения трубки и пленки) находится над уровнем стола и ее можно произвольно перемещать.
Как показано на рис.4, при перемещении трубки из положения F1 в положение F2, проекция точки О, которая соответствует оси вращения рычага, будет постоянно находиться в одном и том же месте пленки. Проекция точки О неподвижна относительно пленки и, следовательно, ее изображение будет четким. Проекции точек О1 и О2,находящиеся вне выделяемого слоя, с перемещением трубки и пленки меняют свое положение на пленке и, следовательно, их изображение будет нечетким, размазанным. На томограмме, таким образом, будут четкими изображения всех точек, находящихся в плоскости на уровне оси вращения системы, то есть в выделяемом томографическом слое.
На рисунке показано перемещение трубки и пленки по траектории прямая-прямая, то есть по параллельным прямолинейным направляющим. Такие томографы, имеющие самую простую конструкцию, получили наибольшее распространение. Такой аппарат относится к линейным томографам (с линейными траекториями), так как проекции траекторий движения системы трубка-пленка на выделяемую плоскость имеют вид прямой линии, а тени размазывания имеют прямолинейную форму.
В томографах с нелинейным размазыванием перемещение системы трубка - пленка происходит по криволинейным траекториям - кругу, эллипсу, гипоциклоиде, спирали. При этом отношение расстояний фокус трубки - центр вращения и центр вращения - пленка сохраняется постоянным. И в этих случаях доказано, что геометрическим местом точек, проекции которых при движении системы неподвижны относительно пленки, является плоскость, параллельная плоскости пленки и проходящая через ось качания системы. Размазывание изображения точек объекта, лежащих вне выделяемой плоскости, происходит по соответствующим кривым траекториям движения системы. Размазываемые изображения повторяют на пленке траекторию перемещения фокуса рентгеновской трубки.
При симультанной (многослойной) томографии в один прием (одно перемещение трубки и пленки в противоположных направлениях) получают несколько томограмм благодаря расположению в одной кассете нескольких пленок, расположенных на некотором расстоянии друг от друга. Проекция изображения первого слоя, находящегося на оси вращения системы (избранной высоте слоя), получается на верхней пленке. Геометрически доказано, что на последующих пленках получают свое изображение нижележащие параллельные к оси движения системы слои, расстояния между которыми примерно равны расстояниям между пленками. Основным недостатком продольной томографии является то, что расплывчатые изображения выше- и нижележащих плоскостей с нежелательной информацией уменьшают естественную контрастность. Вследствие этого восприятие в выделяемом слое тканей с невысокой контрастностью ухудшается.
Указанного недостатка лишена аксиальная компьютерная рентгеновская томография. Это объясняется тем, что строго коллимированный пучок рентгеновского излучения проходит только через ту плоскость, которая интересует врача. При этом регистрация рассеянного излучения сведена к минимуму, что значительно улучшает визуализацию тканей, особенно мало контрастных. Снижение регистрации рассеянного излучения при компьютерной томографии осуществляется коллиматорами, один из которых расположен на выходе рентгеновского пучка из трубки, другой - перед сборкой детекторов.
Известно, что при одинаковой энергии рентгеновского излучения материал с большей относительной молекулярной массой будет поглощать рентгеновское излучение в большей степени, чем вещество с меньшей относительной молекулярной массой. Подобное ослабление рентгеновского пучка может быть легко зафиксировано. Однако на практике мы имеем дело с совершенно неоднородным объектом - телом человека. Поэтому часто случается, что детекторы фиксируют несколько рентгеновских пучков одинаковой интенсивности в то время, как они прошли через совершенно различные среды. Это наблюдается, например, при прохождении через однородный объект достаточной протяженности и неоднородный объект с такой же суммарной плотностью.
При продольной томографии разницу между плотностью отдельных участков определить невозможно, поскольку «тени» участков накладываются друг на друга. С помощью компьютерной томографии решена и эта задача, так как при вращении рентгеновской трубки вокруг тела пациента детекторы регистрируют 1,5 - 6 миллионов сигналов из различных точек (проекций) и, что особенно важно, каждая точка многократно проецируется на различные окружающие точки.
При регистрации ослабленного рентгеновского излучения на каждом детекторе возбуждается ток, соответствующий величине излучения, попадающего на детектор. В системе сбора данных ток от каждого детектора (500-2400 шт.) преобразуется в цифровой сигнал и после усиления подается в ЭВМ для обработки и хранения. Только после этого начинается собственно процесс восстановления изображения.
Восстановление изображения среза по сумме собранных проекций является чрезвычайно сложным процессом, и конечный результат представляет собой некую матрицу с относительными числами, соответствующую уровню поглощения каждой точки в отдельности.
В компьютерных томографах применяются матрицы первичного изображения 256х256, 320х320, 512х512 и 1024х1024 элементов. Качество изображения растет при увеличении числа детекторов, увеличении количества регистрируемых проекций за один оборот трубки и при увеличении первичной матрицы. Увеличение количества регистрируемых проекций ведет к повышению лучевой нагрузки, применение большей первичной матрицы - к увеличению времени обработки среза или необходимости устанавливать дополнительные специальные процессоры видеоизображения.
4.2 Получение компьютерной томограммы
Получение компьютерной томограммы (среза) головы на выбранном уровне основывается на выполнении следующих операций:
· формирование требуемой ширины рентгеновского луча (коллимирование);
· сканирование головы пучком рентгеновского излучения, осуществляемого движением (вращательным и поступательным) вокруг неподвижной головы пациента устройства «излучатель – детекторы»;
· измерение излучения и определение его ослабления с последующим преобразованием результатов в цифровую форму;
· машинный (компьютерный) синтез томограммы по совокупности данных измерения, относящихся к выбранному слою;
· построение изображения исследуемого слоя на экране видеомонитора (дисплея).
В системах компьютерных томографов сканирование и получение изображения происходят следующим образом: рентгеновская трубка в режиме излучения «обходит» голову по дуге 2400 , останавливаясь через каждые 30 этой дуги и делая продольное перемещение. На одной оси с рентгеновским излучателем закреплены детекторы – кристаллы йодистого натрия, преобразующие ионизирующее излучение в световое. Последнее попадает на фотоэлектронные умножители, превращающие эту видимую часть в электрические сигналы. Электрические сигналы подвергаются усилению, а затем преобразованию в цифры, которые вводят в ЭВМ. Рентгеновский луч, пройдя через среду поглощения, ослабляется пропорционально плотности тканей, встречающихся на его пути, и несет информацию о степени его ослабления в каждом положении сканирования. Интенсивность излучения во всех проекциях сравнивается с величиной сигнала, поступающего с контрольного детектора, регистрирующего исходную энергию излучения сразу же на выходе луча из рентгеновской трубки.
Следовательно, формирование показателей поглощения (ослабления) для каждой точки исследуемого слоя происходит после вычисления отношения величины сигнала на выходе рентгеновского излучателя к значению его после прохождения объекта исследования (коэффициенты поглощения).
В ЭВМ выполняется математическая реконструкция коэффициентов поглощения и пространственное их распределение на квадратной многоклеточной матрице, а полученные изображения передаются для визуальной оценки на экран дисплея.
За одно
8-09-2015, 20:13