Lektsii_DSiK_KT

Рис. 5. 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

14

Алгоритм фоновой проекции относительно прост для параллельной схемы сканирования, но реконструкция занимает много времени. Веерное сканирование намного быстрее, но алгоритм для него более сложен. Существует также алгоритм взвешенного проектирования с равными интервалами 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 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). Коэффициент поглощения фотонов узкого рентгеновского пучка при прохождении через материал зависит от коэффициента линейного ослабления этого материала:

I (x) I 0 ed

где d – толщина объекта; I – интенсивность рентгеновских лучей, испускаемых источником; I 0 – регистрируемая детектором интенсивность излучения; – коэффициент линейного ослабления материала.

15

В компьютерной томографии рентгеновская трубка и система коллимирования создают узкий веерообразный пучок лучей, рассеиваемых всеми вокселами (voxel – volume element) отображаемого слоя. Суммарный коэффициент

рассеивания при прохождении излучения через ряд вокселов равен:

1 2 N

Поскольку детекторы регистрируют интенсивность излучения, прошедшего

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

только

I I0 exp[ d] I0 exp[ ( 1 2 N )d]

18

Исследуемый слой подвергается облучению в нескольких ракурсах, в результате чего получаем ряд различных значений суммарных коэффициентов, которые можно записать в виде следующей системы уравнений:

1 2 12 ,2 3 23 ,1 3 13 ,1 4 14 .

Решая уравнения, получаем коэффициенты ослабления для указанных вокселов. Каждому вокселу на изображении соответствует отдельный пиксел (pixel

– picture element), яркость которого отражает ослабление (абсорбцию) рентгеновского излучения данным вокселом.

В действительности изображения в компьютерной томографии состоят из значительно большего числа пикселов и восстанавливать приходится коэффициенты рассеивания для такого же количества вокселов. В современных томографах цифровая матрица получаемого изображения чаще всего имеет размерность 512 512 или 256 256 пикселов.

19

Выходные данные (H) КТ-сканера даются в КТ-числах или единицах Хаунсфилда (HU). В современных медицинских сканерах измеряемый диапазон КТ-чисел от –1024 до +3071 HU. Соотношение между коэффициентом линейного ослабления материала µх и соответствующей единицей Хаунсфилда имеет вид:

Hх воды 1000

x

Компьютерная обработка изображения позволяет различать более ста степеней изменения плотности исследуемых тканей: от нуля – для воды и ликвора, до ста и более – для костей (табл. 2). Это дает возможность дифференцировать различия нормальных и патологических участков тканей в пределах 0,51%, т.е. в 2030 раз больше, чем на обычных рентгенограммах.