Страница: 3/6
Главным недостатком сканирующей системы является то, что большая часть полезной выходной мощности рентгеновской трубки теряется и что необходимы большие времена экспозиции. Время экспозиции составляет около 10 с, что уменьшает срок службы рентгеновской трубки и создает сложности при визуализации движущихся органов. Следует заметить, что, несмотря на большое общее время экспозиции, время облучения каждого элемента изображения весьма мало, так что потери качества изображения за счет движения здесь не столь существенны по сравнению с традиционной рентгенографией при том же времени экспозиции.
Вообще говоря, цифровая рентгенографическая система будет иметь разрешение ниже, чем система «экран-пленка», однако при условии согласования размеров матрицы изображения и приемника в зависимости от области медицинского применения указанное обстоятельство не будет существенным. Матрицы изображения 512´512 элементов может быть вполне достаточно для целей цифровой флюороскопии, тогда как система рентгеноскопии грудной клетки может потребовать матрицы с числом элементов 1024´1024 при размерах элемента изображения около 0,4 мм [400мм:1024]. Для маммографических обследований необходима матрица из 2048´2048 элементов с размером элемента 0,1 мм [200мм:2048].
Число градаций в изображении будет также зависеть от медицинского назначения. Аналого-цифрового преобразователя на 8 бит (2 =256 уровней серой шкалы), обеспечивающего точность 0,4%, вполне достаточно для регистрации зашумленных изображений или больших массивов (меньшей ступени градации яркости соответствует больший уровень шума). Однако для ряда приложений может понадобиться и 10-битовый АЦП (2№є =1024 уровней серой шкалы, точность 0,1%). Человеческий глаз при хорошем освещении может обнаружить различия в контрастности около 2%.
7
Линейная сканирующая система с газонаполненным детектором
( многопроволочная пропорциональная камера – МППК)
В системе получения рентгеновского изображения обычно используют твердотельные приемники, позволяющие достичь высокого коэффициента поглощения рентгеновского излучения. При использовании камер, наполненных газом, высокой эффективности достигают путем подбора газа с высоким порядковым номером, с высоким давлением и работой в режиме пропорционального счета. Инертные газы ксенон и криптон имеют больший выход ионов, но фреон при достаточном выходе значительно дешевле.
Детектор состоит из области дрейфа и области регистрации и помещен в капсулу высокого давления с тонким входным окном.Проникающие через окно кванты взаимодействуют с атомами газа (90% ксенона Xe и 10% метана при давлении 3-5 атм.), а возникающие при ионизации заряженные частицы дрейфуют в область регистрации под действием электрического поля напряженностью 1кВ·см−¹. В области регистрации нахлдятся три параллельных слоя из проволочек, причем два на наружных (катода) находятся под нулевым потенциалом, а средний (внутренний) слой находится под высоким положительным потенциалом (анод). Лавина заряженных частиц регистрируется слоями проволочек, причем оба проволочных катода с ориентированными перпендикулярно друг другу рядами проволочек обеспечивают пространственную локализацию точки регистрации.
Пространственное разрешение составляет до 0,5 мм.
Полупроводниковые матричные детекторы рентгеновского излучения
Детекторы на основе кремниевых и германиевых полупроводников характеризуются высоким разрешением по энергии. Для образования в них электрон-дырочной пары необходима энергия, равная всего лишь нескольким электрон-вольтам; при полном насыщении полупроводник начинает функционировать наподобие твердотельной ионизационной камеры и имеет весьма высокую эффективность при детектировании каждой электрон-дырочной пары. При этом в высокочистом германии (при температуре жидкого азота) и в кремнии (при комнатной температуре) можно добиться разрешения по энергии приблизительно 600 эВ несколько килоэлектронвольт соответственно.
Последние разработки позволили создать координатно-чувствительные кремниевые детекторы с пространственным разрешением 2,5 лн/мм [разрешение 0,2 мм].
Четкость на практике определяется пространственным разрешением, которое сообщает сколько деталей или линий (л/мм) можно различить; например в 1мм (единица измерения лп/мм). Обычно используют следующие величины:
20 лп/мм (пленка);
10 лп/мм (нормальная комбинация экран-пленка);
1-2 лп/мм (УРИ-ТВ, магнитная камера);
1 лп/мм ( КТ или УЗ устройство);
0,5 лп/мм (гамма-камера).
Получение цифровых изображений
Формирование цифрового изображения осуществляется оцифровкой анализируемого параметра (интенсивности свечения экрана, величины тока детектора и т.п.) в процессе регистрации. Реже оцифровка производится с уже записанных в аналоговой форме изображений, т.е. с твердых копий изображения объекта, например с рентгенограмм. В первом случае говорят об интерактивной (взаимодействующей) обработке информации, во втором – об ................ (отделенной от тверди). Несомненно, интерактивный способ предпочтителен, т.к. любое предшествующее формирование изображение ведет к утрате части первоначальной информации вследствие несовершенства приемного устройства ( в нашем примере малой динамической широты рентгеновской пленки).
Поскольку сам принцип растрового характера изображения в первом и втором случае идентичен, то рассмотрим для наглядности процесс оцифровки аналогового изображения – рентгенограммы (рис.1АД). Если уровень затемненности вдоль проходящей поперек аналогового изображения линии измерять денситометром, как на рис.1А, то результатом
8
будет кривая линия. Если полученную кривую разделить на равные части, для каждой части можно рассчитать среднюю плотность и поставить соответствующее числовое значение. Средние плотности показаны на рис. 1В, а соответствующие числовые значения – на рис. 1С. После того как вся поверхность рентгенограммы будет разбита на линии и измерена денситометром, аналоговое изображение можно преобразовать в так называемое цифровое (дигитальное) изображение (рис. 2С), представляющее собой матрицу (двухмерную карту) цифровых величин.
Расстояние между линиями и размер формирующих каждую линию равных частей определяют разрешение цифрового изображения. Четырехугольник с высотой, равной расстоянию между двумя линиями, и шириной, равной одному шагу вдоль линии, называют элементом изображения, или пикселом (сокращение от picture element). Каждый пиксел имеет в матрице свои пространственные координаты (ряд и колонку), аналогичные расположенному в теле пациента соответствующего ему элементарному объему, который называется воксел (volume element). Таким образом, пациент состоит из вокселов, а цифровое изображение – из пикселов.
Цифровое изображение по своей природе адаптировано к компьютерной технике. В ней информация о параметрах выражается в цифровой, двоичной, бинарной (от лат. binarius – двойной) системе. Бинарную единицу называют бит (bit [bit] кусочек). Бит имеет только два значения – ноль и единица, что отражает наличие электрического сигнала в системе только в двух состояниях: «есть-нет» или двух состояниях напряжения: «высокое-низкое».
Вся информация в двоичной цифровой системе кодируется комбинацией нулей и единиц. При переводе цифр десятичной системы счисления, которой мы пользуемся в двоичную систему, которая применяется в ЭВМ, т.е. в систему, в которой каждое число выражается при помощи лишь двух цифр 0 и 1, потребуется большое количество разрядов (цифромест). Так на рис. 1Д представлено 16 уровней затемненности. В двоичной цифровой системе это может быть передано четырьмя битами, четырьмя знакоместами, комбинацией четырех знаков из нулей и единиц, т.е. основанием два в четвертой степени (2 =2·2·2·2=16).
Восемь бит (двоичных единиц) используется как единица количества информации и носит название байт (от англ. byte [bait] кусок). В большинстве случаев байт формирует один символ (букву, цифру, специальный символ, включая все знаки клавиатуры с которой вводится информация оператором). Применительно к рассматриваемой задаче – передача уровней затемненности, 8-битный пиксел (байтная система формирования пиксела) передает 2 =256 вариантов оттенков, т.е. уровней серой шкалы в диапазоне между черным и белым.
Аналого-цифровое преобразование
Информация об изображении, передаваемая электронными или оптическими средствами в пределах радиологической установки, радиологического отделения или между различными отделами, посылается в аналоговой форме посредством электрического тока или оптического сигнала различной интенсивности, подобно изображенному на рис. 1А. Изображение может также передаваться в виде показанных на рис. 1Д цифровых сигналов.
Поскольку цифровые сигналы имеют бинарный характер, т.е. состоят из отдельных энергетических состояний, их называют пошаговыми, прерывными (дискретными) в отличии от постоянно изменяющихся, аналоговых, непрерывных.
Преобразование сигналов в цифровую форму происходит в аналого-цифровом преобразователе (АЦП). Чтобы представить передаваемую цифровую информацию на мониторе, т.е. преобразовать цифровой сигнал в аналоговый, необходим цифро-аналоговый преобразователь (ЦАП).
Таким образом, в АЦП происходит кодирование аналогового сигнала изображения в череду цифр для создания цифрового образа изображения. ЦАП осуществляет декодирование, превращение цифрового образа в аналоговый, видимое на дисплее или на твердой копии – отпечатке.
Все медицинские изображения в лучевой диагностике могут существовать в двух вариантах: 1) в нефиксированном виде – на экране дисплея, на магнитных носителях (лентах, жестких дисках, оптических дисках, компакт-дисках, дискетах); 2) в виде твердых копий – отпечатков на бумаге, термобумаге, фотобумаге, поляроидной фотобумаге, а также
Реферат опубликован: 16/06/2005 (11470 прочтено)