Коэффициент преобразования отсеивающей решетки и эффект отсечения на цифровой (компьютерной) рентгенограмме

Обновлено: 18.05.2024

К этой группе устройств относят диафрагмы и тубусы, ограничивающие размеры рабочего пучка излучения, а также фильтры, отсеивающие рестры, изменяющие качественный состав излучения. В большинстве случаев диафрагмы формируют пирамидальные пучки, которые дают на отстоящей поверхности, перпендикулярной к оси пучка, прямоугольные поля облучения. Диафрагмы позволяют плавно изменять размеры этих полей.

Для поглощения неиспользуемой части пучка излучения диафрагмами и тубусами используют входные экраны поглотители и шторки из тяжелых материалов (например свинца) и его сплавов. При номинальном анодном напряжении излучателя 125 кВ толщина экранов и шторок, согласно ГОСТ 26140-84, должна составлять 2.75 мм.

Устройство для коллимации, как правило, весьма точно сопрягают с корпусом излучателя, для чего узел сопряжения снабжают юстировочным устройством.

Диафрагмы содержат четыре или более подвижные шторки, механизм их попарного согласованного перемещения, фильтры излучения, световой имитатор пучка излучения, корпус и рукоятки перемещения шторок. Известны диафрагмы двух видов: плоские, имеющие две пары шторок, и объемные с числом пар шторок более двух. Взаиморасположение шторок выбирают так, чтобы уменьшить габаритные размеры и уменьшить дою афокального и рассеянного излучения, проходящего через диафрагму. Диафрагмы обоих типов схематически изображены на рис. 1.11. На фокусном расстоянии F при одной и той же величине фокуса b нерезкость H от шторок диафрагмы на краю поля облучения будет тем меньше, чем больше расстояние А:

поэтому в объемных диафрагмах типа «б» Величина этой нерезкости меньше. Кроме того, уменьшение ширины нижних шторок, по которым определяют величину нерезкости, приводит к уменьшению габаритов корпуса диафрагмы.

Объемные диафрагмы, имеющие пару шторок первичной коллимации, расположенных в непосредственной близости от фокуса рентгеновской трубки (в углублении, образованном выходным окном излучателя), называются глубинными диафрагмами. Глубинные диафрагмы существенно уменьшают афокальное излучение рентгеновских трубок.

Если в качестве приемника изображения используется усилитель рентгеновского изображения (УРИ), для уменьшения облучения пациента желательно иметь в диафрагме дополнительные шторки, формирующие круглое регулируемое поле на приемнике, соответствующее круглому входному полю УРИ. Обычно такие диафрагмы формируют близкое к круглому поле в виде правильного многоугольника с числом сторон не менее 8.

Диафрагмы на снимочных рабочих местах обычно снабжены оптическими имитаторами пучка излучения, состоящими из источника света Л и отражающих зеркал З₁ и З₂. При правильной юстировки оптического имитатора расхождение между оптическим и рентгеновским полями не превышает 1% от расстояния фокус-объект. Выбор величины поля облучения может производиться либо по оптическому имитатору, либо с помощью имеющихся на диафрагме шкал-номограмм, на которых указываются размеры полей облучения и значения фокусных расстояний. На рабочих местах для просвечивания раствор шторок выбирается по визуально наблюдаемому в процессе просвечивания полю излучения.

Шторки диафрагмы для штативов снимков перемещаются оператором за рукоятки Р снаружи корпуса. При использовании диафрагм в других штативах предусматривается дистанционное перемещение либо тросами в оболочках, либо электромеханически.

Для облегчения работы персонала в диафрагмах с электромеханическим приводом может осуществляться автоматическое открытие шторок в зависимости от выбранного формата снимка и расстояния фокус-объект, для чего на диафрагме имеются датчики этих величин. Применение автоматических диафрагм (другой термин - диафрагмы с формат-автоматикой) существенно облегчает работу персонала и снижает уровень облучения при исследовании. В настоящее время такие диафрагмы применяются как на рабочих местах для просвечивания и снимков, так и (реже) на снимочных рабочих местах.

Устройства для ограничения пучка излучения за объектомвыполняются в виде сменных компрессионных тубусов или плоских диафрагм в экрано-снимочном устройстве. Диафрагмирование пучка излучения непосредственно перед пленкой при наличии диафрагмы на излучателе существенно улучшает ограничение поля излучения, так как диафрагма на излучателе создает полутень тем большую, чем больше фокусное расстояние. Компрессионный тубус помимо этого осуществляет компрессию пациента. Размеры плоской диафрагмы или тубуса устанавливаются с помощью механического или электромеханического привода в зависимости от выбранного формата снимка. Благодаря малому расстоянию от пленки такая диафрагма практически не образует полутени и достаточно точно ограничивает размеры снимка.

Фильтры излучения предназначены для полного или частичного поглощения преимущественно длинноволновой части спектра рентгеновского излучения. Применяют алюминиевые, медные, железные, комбинированные фильтры, например, медные на алюминиевой подложке. Работа фильтра поясняется на рис. 1.12, где показано, какую часть спектра излучения поглощают алюминиевые фильтры толщиной 2-5 мм. Фильтры вводят в прямой пучок перпендикулярно центральному лучу до ил после устройства для коллимации. Подобный фильтр по существу является дополнительным собственным фильтрам излучателя и рентгеновской трубки, поэтому его толщину подбирают с учетом собственных фильтров. Плоские фильтры работают равномерно по всему сечению пучка. Клиновидны и фигурные фильтры по-разному поглощают излучение в разных точках сечения пучка, что дает возможность локально изменять интенсивность входного (до объекта) и выходного (после объекта) излучения и компенсировать перепады интенсивности, создаваемые объектом. Наибольшее применение нашли плоские фильтры из алюминия, вставляемые в прямой пучок на входе диафрагмы. Вставные фильтры изготавливают в виде пластин размером (80-100) х (100-120) мм разной толщины. Обозначение алюминиевого эквивалента выбирается на фланцах пластины.

В диафрагмах аппаратов РУМ-20, РДК 50/6 фильтры вводят в соответствующее гнездо вручную. В других конструкциях диафрагм фильтр может быть введен дистанционно с помощью электродвигателя или электромагнита и соответствующего механизма перемещения, причем иногда, если фильтр не введен, включить высокое напряжение при установка свыше 100 кВ невозможна. Применяют светопрозрачные фильтры с различными эквивалентами по алюминию, устанавливаемых на выходе диафрагмы. В качестве фильтров могут работать некоторые детали диафрагмы и тубусов. Ими могут быть зеркало светового имитатора пучка, входное и выходное предохранительные окна диафрагм.

Растры. К устройствам фильтрации рентгеновского излучения относят растры, которые вводят в прямой пучок для избирательного поглощения рассеянного излучения. Растр представляет собой пластину, составленную из чередующихся прозрачных и мало прозрачных для излучения (обычно свинцовых) ламелей. Плоскости ламелей направлены на определенную точку в пространстве, с которой при использовании растра совмещают фокус излучателя. Первичный пучок излучения с некоторой потерей пропускается растром, а рассеянное объектом и произвольно направленное излучение задерживается малопрозрачными ламелями (рис. 1.13). Способность растра отсеивать или задерживать рассеянное излучение характеризуется отношением высоты малопрозрачных Т ламелей к промежутку между ними t. Другими важными параметрами растра, связанными с отношением, являются число ламелей на 1 см и их толщина. Эффективность растра тем выше, чем больше отношение. Прозрачность его тем больше, чем тоньше малопрозразные ламели и чем меньше толщина растра. Наиболее распространены растры с отношением 6 и 8 при напряжении генерирования излучения до 100 кВ, с отношением 10 и более при напряжении свыше 100 кВ (рис. 1.14). Существуют также ячейковые и перекрестные растры. Растры размещают перед рентгенографической кассетой или другим приемником излучения. В устройства для рентгенографии растрам придают возможность возвратно-поступательно перемещаться при выдержке. В кассетах для переносных или передвижных аппаратов растр монтируют в их передние стенки, и в этом случае он остается неподвижным.

Качество снимка обеспечивается точностью соблюдения характеристик геометрии облучения, определяющих взаимное положение излучателя и приемника излучения. Для системы формирования изображения в рентгеновском штативе можно определить собственный предел разрешения, связанный с точностью соблюдения геометрии облучения. Контраст изображения в этом случае также относится к заданным условиям. Как известно, контраст изображения зависит от энергии излучения (напряжение на рентгеновской трубке) в фильтрации рабочего пучка излучения в тех устройствах штатива, через которые проходит пучок (например, дека стола) толщина этих дополнительных фильтров в конкретном штативе является постоянной.

Толщина дополнительного фильтра, создаваемого теми частями устройств, через которые проходит рабочий пучок излучения, в принципе служит мерой оценки совершенства штатива: чем больше фильтрация, тем «жестче» спектр пучка излучения и тем, следовательно, меньше контраст изображения.

Геометрическая составляющая нерезкости изображения в общем случае рассчитывается по формуле:

Где H_r - геометрическая составляющая нерезкости изображения, в мм;

b - линейный размер фокуса рентгеновской трубки;

E₀ - расстояние от плоскости исследования до плоскости пленки.

В конкретных штативных устройствах для снимков величины b и E₀ являются заданными.

Не трудно видеть, что геометрическая составляющая тем меньше ,чем больше фокусное расстояние съемки.

Приведенные оценки справедливы для статического состояния системы формирования рентгеновского изображения и не учитывают влияние движущихся элементов штативных устройств, создающих колебания, вибрацию .удары и другие динамические эффекты, искажающие геометрию облучения в процессе исследования; вследствие этого возникают «расфокусирование» системы и размазывание, снижающие резкость изображения.

Составляющую нерезкости рентгеновского изображения, возникающую под влиянием динамики штативных устройств, принято называть технологической. Ее понимают как величину, учитывающую как конструктивные характеристики движения штативов, так и отклонения от этих характеристик, появляющиеся в процессе эксплуатации аппарата. В отклонениях не учитываются колебания элементов штативов, возникающие при перемещении, например, рентгеновского излучателя, ЭСУ и др., так как эти колебания затухают так быстро, что не более чем через 205 с после приложения силы штатив возвращается в устойчивое положение и система формирования изображения остается неподвижной.

Источником затухающих колебаний при снимках с ЭСУ является воздействие силы, возникающей в момент остановки кассетодержателя в поле снимка. Аналогичная ситуация наблюдается и при рентгенографии на столе снимков, где затухающие колебания возникают в момент запуска отсеивающего растра в рентгеновской решетке.

Затухающие колебания в различных штативных устройствах аппарата существуют или до включения анодного напряжения, как, например, при снимках с ЭСУ, или так что время работы механизмов в устройствах совпадает с длительностью экспозиции, как экспозиции, как это имеет место при томографии, когда под воздействием вибрации элементы томографической системы движутся по искаженной колебаниями траектории.

Причины увеличения технологической составляющей нерезкости рентгеновского изображения довольно обычны. Это неточная регулировка механизмов и зазоров в зацеплениях, люфты, неплотное крепление сменных деталей в системах, ослабление креплений и т.п.

Вторая группа условий, нарушение которых ухудшает качество изображения, - это асимметрия границ поля облучения, которая возникает, если нарушено центрирование рентгеновского излучателя, диафрагм, тубусов.

Возможные отклонения элементов системы формирования изображения от заданной геометрии облучения следует проверять при контроле технического состояния и технического обслуживания рентгеновских штативных устройств.

Обработка изображений

Компьютерная томография базируется на применении мощных вычислительных методов обработки больших массивов данных. Программное обеспечение позволяет производить предварительную обработку цифрового изображения с целью улучшения его качества (увеличение контраста, подавление шумов, избавление от артефактов и т.п.). На втором этапе осуществляется переход от изображения (рентгенограммы) к выявлению отдельных, интересующих врача органов и новообразований у пациента и постановка диагноза заболевания.

Цифровое КТ-изображение хранится в памяти компьютера в разбитом на отдельные элементы виде. При этом каждому объёмному элементу' тела пациента (вокселу) на изображении соответствует отдельный пиксель (рис. 6). Яркость пиксела отражает ослабление рентгеновского излучения данным объёмным элементом. Воксел имеет два размера равные пикселу в плоскости изображения, а третий размер представляет толщину' среза КТ скана.

Матрица изображения - совокупность матричных элементов, предпочтительно расположенных в декартовой системе координат.

Матричный элемент - наименьшая единица матрицы изображения, которой приписывают определенные положение и размер по отношению к данному элементу объема объекта (вокселу).

Пиксел - матричный элемент в двумерной матрице изображения.

Воксел (объёмный (volumetric) и пиксел (pixel)) — элемент объёмного изображения (часто - куб), содержащий значение элемента растра в трёхмерном пространстве. Вокселы являются аналогами пикселов для трехмёрного пространства. Размеры воксела определяются размерами соответствующего матричного элемента, корректированными с помощью соответствующих масштабных коэффициентов и с учётом системного пространственного разрешения по трём координатам.

Рис. 6. Пикселы КТ-изображения и вокселы объекта исследования.

Как уже упоминалось, сканеры компьютерной томографии выдают послойную информацию при сканировании. По завершении сканирования строится воксельная модель. Значения вокселей в этом случае отражают данные с устройства. В компьютерной томографии, например, это — прозрачность тела по шкале Хаунсфилда (КТ единицы), то есть прозрачность для рентгеновских лучей.

Шкала единиц Хаунсфилда (денситометрических показателей, HU) — шкала линейного ослабления излучения по отношению к дистиллированной воде, рентгеновская плотность которой принята за ноль HU (при стандартных давлении и температуре). Используется для визуальной и количественной оценки плотности визуализируемых методом компьютерной томографии структур.

Для некоторого материала X с линейным коэффициентом ослабления Ху величина HUопределяется по формуле

где puffer и |д_а,г - линейные коэффициенты ослабления для воды и воздуха при стандартных условиях. HU--1000 для воздуха, -120 для жира, о - для воды, +40 для мягких тканей и выше +400 для костей.

Формулу (1) используют для конверсии изображения из исходного в финальное (клиническое) КТ-изображение. При переходе от пикселов к единицам Хаунсфилда и построении изображения С1х,у) полагают, что х(х,у) - коэффициент ослабления, рассчитанный для исходного (до конверсии) пиксела (х,у); рню - линейный коэффициент ослабления рентгеновского излучения в воде (рн20=0Д95 для энергий рентгеновского излучения, типичных для КТ-сканера).

Табл. 1. Плотность различных тканей в единицах Хаунсфилда, HU.

Плотность, ни

Кость, в среднем

Серое вещество мозга

Белое вещество мозга

Диапазон единиц шкалы HU, соответствующих степени ослабления рентгеновского излучения анатомическими структурами организма, составляет от —1024 До +3071» т. е. 4096 чисел ослабления. Средний показатель в шкале Хаунсфилда СHU-o) соответствует плотности воды, отрицательные величины шкалы — воздуху и жировой ткани, положительные — мягким тканям, костной ткани и более плотному веществу (металл).

Компьютерная обработка изображения позволяет различать более ста степеней изменения плотности исследуемых тканей от нуля для воды до ста и более — для костей, что даёт возможность дифференцировать различия нормальных и патологических участков тканей в пределах 0,5+1%, т.е. в 20+30 раз больше, чем на обычных рентгенограммах.

Изображения с большого количества рентгеновских снимков под разными углами (порядка 100+200 снимков) обрабатываются, и создаётся трехмерный массив плотностей различных участков тканей исследуемого органа. Этот массив представляет собой «объёмную картину», элементом которой является воксел.

Первый, предварительный этап компьютерной обработки изображений осуществляется во время сбора информации, т.е. в момент получения самого изображения. С этой целью выполняется коррекция изображения, устраняются неисправности детекторов излучения, корректируются физиологические факторы, ухудшающие изображение. Затем при компьютерной коррекции изображения проводят его сглаживание, т.е. выравнивание неоднородностей, контрастирование органов путём отсечки фона, раскрашивание отдельных участков изображения. Чтобы улучшить выявление патологических очагов в органе, создают изосчётные кривые, т.е. линии, соединяющие точки изображения с одинаковой оптической плотностью (изодозы), строят профилограммы, показывающие распределение поглощенной дозы вдоль произвольно выбранной линии.

Рис. 7. Шкала Ха- унсфилда. Величина СТ - линейный коэффициент ослабления излучения в ткани в каждом объёмном элементе отнесённый к р для воды.

Выявление зон интереса - важный этап обработки изображений на компьютере. Зоной

интереса может быть весь орган или его часть. На одном изображении может быть несколько зон интереса, например, участок органа, окружающие его ткани, магистральные сосуды. Форму размеры и число зон интереса выбирает сам врач в зависимости от задач диагностики. Современные программы позволяют осуществлять автоматизированное разделение медицинских изображений на норму и патологию.

Качество полученного изображения определяется такими факторами, как пространственное разрешение, контрастность, шумы, пространственная однородность, линейность и наличие артефактов. Эти критерии рассмотрены в предыдущей главе, они вполне применимы к изображениям, получаемым в КТ. Коротко остановимся лишь на специфике КТ.

Возможность достоверной реконструкции дозового поля (и, следовательно, структуры объекта диагностики) зависит от режима проведения томографии. Качество изображения определяется правильностью выбора таких параметров, как коллимация излучения, напряжение на рентгеновской трубке, сила тока и др. Например, изображение, снятое при напряжении 8о кВ более зашумлённое, чем снятое при 140 кВ. Учитывая, что с повышением напряжения повышается проникающая способность излучения, при диагностике полных пациентов следует использовать более жёсткое излучение. Поскольку, уровень шума в изображении с ростом силы тока уменьшается, при исследовании объектов с высокой плотностью используют большие токи. При исследовании мягких тканей ток уменьшают, чем снижают дозу.

При реконструкции неоднородной среды существенное значение имеет ширина полосы сканирования (инкремент реконструкции) и степень перекрытия полос. Рис. 8 демонстрирует влияние величины инкремента на качество реконструкции (в данном случае - на обнаружение патологического очага, размеры которого сравнимы с толщиной среза). Толщина аксиальных срезов, из которых построены обе реконструкции, одинакова и равна 5 мм. При сканировании с инкрементом 5 мм очаг не выявляется, при сканировании с инкрементом i мм, изображение гораздо качественнее, оно практически не страдает от ступенчатого артефакта. Поэтому качественную реконструкцию можно получить из толстых срезов (здесь 5 мм) с маленьким интервалом реконструкции (1 мм).

Рис. 8. Влияние толщины среза на выявление мелких очагов: а — при толщине среза 4 мм очаг диаметром 1,8 мм не выявляется из-за эффекта усреднения; б — при толщине среза 2 мм очаг выявляется.

При неоптимальном сканировании качество изображения неудовлетворительное из-за выраженного муара, т. е. нежелательных визуальных эффектов («рябь» на чёрном фоне). Для ликвидации муара в процессе сканирования задействуют специальные программы.

Компьютерный томограф обладает двумя видами разрешающей способности: пространственной и по перепаду' плотности тканей. Первый тип определяется размером клетки матрицы детекторов (обычно — 1,5x1,5 мм), второй равен 5 ед. Хаунсфилда. (0,5%). Обычная рентгенография позволяет уловить минимальную разницу по плотности между соседними участками в 10*20%. Однако при очень значительном перепаде плотностей рядом расположенных струтстур возникают специфические для данного метода условия, снижающие его разрешающую способность, так как при построении изображения в этих случаях происходит математическое усреднение и при этом очаги небольших размеров могут быть не обнару г - жены. Чаще это происходит при небольших зонах пониженной плотности, расположенных вблизи массивных костных структур. Важным условием для обеспечения проведения компьютерной томографии является неподвижное положение пациента. Движение пациента во время исследования приводит к возникновению артефактов — наводок: полос тёмного цвета от образований с низким коэффициентом поглощения (воздух) и белых полос от структур с высокой плотностью (кость, металлические хирургические клипсы), что также снижает диагностические возможности.

При реконструкции изображений в компьютерной томографии возникают многочисленные артефакты, под которыми подразумевают любое несоответствие между КТ-числами реконструированного изображения и истинными коэффициентами ослабления объекта. Технология реконструкции изображения такова, что измерения на всех детекторах суммируются, поэтому па изображениях проявляются любые ошибки измерений. Ошибки реконструкции могут быть вызваны как недостатком данных, так и наличием различных шумов. Артефакты могут проявляться в виде полос (ошибка в отдельном измерении), затемнений (постепенное отклонение группы каналов), колец (ошибки калибровки отдельного детектора), искажений (спиральная реконструкция). Основными причинами появления артефактов являются физические процессы, участвующие в сборе данных; факторы, связанные с пациентом (в основном - с его движением); неисправность аппаратуры; спиральное или многослойное сканирование.

Существенно повысить информативность полученных при компьютерной томографии данных позволяет использование различных методов трёхмерной реконструкции, которые дают наглядную картину пространственного расположения структур, повышают распознавание диагностически значимых деталей, полезны при планировании хирургических операций. Вместе с тем, структу ры, имеющие высокую плотность, могут скрыть другие структуры с равной или меньшей плотностью (например, кости черепа экранируют сосуды мозга). Решением проблемы является процедура удаления математическими методами внешних слоев с более высокой плотностью, позволяющая получить реконструкцию интересующих внутренних структур.__

Рис. 9. Иллюстрация применения различных компьютерных методов изменения контрастности томографического изображения.

Что такое растр или отсеивающая решетка?

Растр - это устройство, позволяющее отфильтровывать рентгеновские лучи длинноволновой части рентгеновского спектра и рентгеновские лучи, направленные не перпендикулярно к рентгеновской кассете.

Следствием его использования является увеличение четкости рентгенограммы и уменьшение вуали на снимке, которая ухудшает ценность рентгеновского изображения.

Применение растров может приводить к корректировке параметров рентгенсъемки - киловольт и милиампер-секунд в сторону увеличения примерно на 10%.

Когда рентгеновский аппарат посылает излучения через тело, происходит поглощение и изменение напрвления рентгеновских лучей. Только около 1 процента рентгена проходят через тело по прямой линии и вызывают изменения на средстве визуализации (рентгеновская пленка, CR или DR-детектор. Остальные лучи являются лишними и их фильтрация улучшает качество рентгенограммы.

Основу растра составляет сетка из свинца, никеля и алюминия. Полоски металла должны быть очень тонкими. Это позволяет расположить большое количество ячеек на 1 мм. При 2-3 ячейках, расположенных на 1 мм растра, возможно увидеть саму решетку на рентгенограмме в виде тонкой сетки. При 6 ячейках и больше, расположенных на 1 мм растра, сетка на растре не видна. Одним из показателей растра яваляется соотношение размера грани ячейки к ее протяженности. Чем это соотношение больше, тем лучше степень фильтрации и тем больше требований к перпендикулярности системы рентгеновский луч/детектор. В компьютерной рентгенографии растр на изображении убирается программой оцифровщика.

О компании

Компания МосРентген Центр с 1996 года занимается созданием рентгеновских кабинетов и выполнением рентгеновских исследований на дому, в том числе и тяжелым пациентам.
Ваш рентген - наша забота!

,4 Рентгенографические изображения

Регулируемыми параметрами рентгеновской аппаратуры, влияющими на информативность изображения, являются: напряжение и ток трубки, степень фокусирования электронного пучка на аноде, размер фокального пятна, особенности коллимирования и фильтрования излучения, тип детектора излучения, способ оцифровки изображения, вид программного обеспечения в системе обработки и интерпретации результатов анализа и др. Толщина тела пациента также сказывается на качестве изображения. К сожалению, оптимизировать последний параметр невозможно.

Не менее важную роль играют и способы компьютерной обработки изображения, которыми осуществляют реконструкцию изображения и значительно улучшить его качество (подавление шумов, удаление артефактов, выделение интересующих объектов, оконтуривание их и т.п.).

Качество любого изображения определяется пятью факторами: пространственным разрешением, контрастностью, шумом и пространственной однородностью, линейностью и наличием артефактов. Для оценки качества рентгеновского изображения используют много критериев: контраст, разрешение, размытие (блюр), зашумлённость, степень искажения формы и размеров изучаемого объекта, число артефактов и т.п. Рассмотрим особенности применения некоторых из этих параметров для оценки качества рентгенограмм.

Замечание. Такие параметры, как контраст, разрешение и т.п. широко используются и в обычной фотографии. Однако при построении рентгеновских изображений требование оптимизации этих параметров часто приводит к конфликту с безопасностью пациента. Например, решение проблемы уменьшения шумов требует увеличения интенсивности излучения, что совершенно недопустимо с точки зрения безопасности пациента. При рентгеновской диагностике основное требование - проведение исследования при самом низком из возможных уровней облучения (принцип АЛАРА, ALARA — As Low As Reasonably Achievable). Только после гарантированного соблюдения этого принципа, можно изменять параметры аппаратуры и методику'диагностики с целью улучшения качества изображения.

Сначала дадим общее определение пространственному разрешению и контрасту'.

Разрешение — величина, определяющая количество точек (элементов растрового изображения) на единицу площади (или единицу длины).

Пространственное разрешение - величина пикселя изображения в пространственных единицах. Эта величина характеризует размер наименьших объектов, различимых на изображении.

Пространственное разрешение используют для описания степени пятнистости изображения. Оно характеризует способность видеть маленький плотный объект в области, содержащей вещества с различной плотностью. Разрешение зависит от системы коллимации, размера детектора, выбранного размера пиксела, размера фокального пятна трубки. Обычно под пространственным разрешением понимают способность системы построения изображения точно представлять объект исследования в двух пространственных координатах (х, у), т.е. способность изображения отчётливо представлять объекты при их уменьшении (разрешение тонких деталей). Разные методики рентгенографии обладают различными способностями разрешения тонких деталей на рентгенограммах. Разрешение рентгенограммы обычно о,о8 мм, числовой радиографии 0,17 мм, флюорографии 0,125 мм, 0,4 мм, ОФЭТ 7 мм, ПЭТ 5 мм.

Лимитировано размерами фокального пятна и разрешением детектора

Лимитировано размерами элементов де-

Лимитировано детектором и фокальным

Наивысшее разрешение в рентгенографии

Около 0,5 мм пикселей

Ядерной медицины планарное изображение

Пространственное разрешение резко уменьшается с расстоянием от детектора

Пространственное разрешение ухудшается

ная компьютерная томография

при движении к центру изображения поперечного среза

Позитронная эмиссионная томография

Лучшее пространственное разрешение, чем в других методах ядерной медицины

Пространственное разрешение определяет контраст изображения. Контраст — разница в характеристиках (например, в плотности потемнения фотопластинки) различных участков изображения.

Табл. 1. Ограничение пространственного разрешения различных методов построения рентгенографического изображения: уровни разреше- ния, достигаемые в типичных клинических случаях._

Пусть / - значение сигнала на интересующем нас участке изображения (например, соотносящийся с опухолью), а /ь- минимальное значение сигнала на смежном участке (например, печень, фон или что-то иное), тогда контраст определяется как

Контрастное разрешение изображения - способность экрана показывать малые изменения контрастности тканей больших объектов. Оно обеспечивается разностью в коэффициентах поглощения излучения различными биологическими тканями. Контраст ограничен шумом, имеющим гранулированное проявление. В зависимости от типа источника возникновения, шум разделяют на квантовый (результат ограничения фотонов, достигающих датчиков), электронный (вызванный электрическим взаимодействием в самой системе), вычислительный (приближения, используемые в процессе измерения) и лучевой (вызванный рассеянием излучения). Квантовый шум подчиняется статистике Пуассона - размытие изображения пропорционально корню квадратному из числа квантов, попавших на площадку анализируемого изображения. Поэтому, чем выше интенсивность излучения, тем ниже уровень квантового шума и тем выше радиационная опасность для пациента. Серьёзной помехой, приводящей к размытию изображения, является движение пациента (например, дыхание) или отдельного органа (например, сердца) в процессе получения изображения. Шум уменьшает различимость малоконтрастных объектов, а помехи, связанные с движением объекта съемки, уменьшают различимость малых объектов. В медицинской рентгенографии малые анатомические объекты характеризуются низким контрастом и их различимость ухудшается с ростом как шумов, так и интенсивности движения объекта съёмки.

Для конкретности рассмотрим контраст и разрешение фотоиленоч- ных детекторов рентгеновского излучения.

Напряжение на рентгеновской трубке, т.е. верхняя граница энергий тормозного рентгеновского излучения, влияет на разрешение. Поэтому выбор оптимальной энергии (и, следовательно, частоты и длины волны) волнового излучения для целей диагностики принципиально важен с точки зрения получения информативных изображений.

Напомним, что переход от длины волны Л [м] к энергии фотона [МэВ] осуществляется по формуле

где с=199792,5-юз [м/с] - скорость света, Л=6.б2б210' 27 [эрг-с] - постоянная Планка, 1 эВ=1,60207*10’ 12 эрг.

Так, длина волны Л= o,ooi нм=1-ю* 12 м соответствует энергии фотона 1.24 МэВ, а Л=о,05 нм = 510 й м - ?=25 кэВ.

При длинах волн рентгеновского диапазона (10-3-5-5 ю* 2 нм, что соответствует энергии фотонов 25 кэВ-^i МэВ), поглощение рентгеновского излучения в биологической ткани позволят получать изображения требуемого качества. Кроме того, эти длины волн намного меньше типичных размеров объектов на изображении (ол-ыо мм) и, следовательно, дифракция не искажает изображения.

К сожалению, в рентгеновском диапазоне длин волн ( Замечание. Согласно математической статистике, уменьшение в два раза зашумленности изображения требует четырёхкратного увеличения интенсивности облучения, что увеличит радиационую дозу, полученную пациентом, тоже в 4 раза.

На параметры флуктуаций влияет ток трубки и время экспозиции. Дисперсия флуктуаций пропорциональна корню квадратному из произведения тока трубки на время облучения. Напряжение на трубке повышает проникающую способность излучения и, следовательно, дисперсию (этот эффект - нелинейный). Чем толще пациент или больше толщина изучаемого органа, тем больше в них поглотится излучения и тем меньше будет дисперсия (и меньше относительная степень разброса).

Отношение полезного сигнала к шуму определяют как отношение среднего значения к стандартному отклонению (дисперсии):

где оь(х,у) - квадратный корень

из дисперсии, р - обычное для статистики обозначение среднего арифметического.

Чем выше экспозиция (произведение интенсивности излучения на время облучения) и чем выше плотность потемнения, тем выше величина SNR, тем меньше возможные отклонения наблюдаемого изображения от среднего, и тем чётче выделяется изучаемый объект на фоне шумов, т.е. увеличивается контраст изображения. Если среднее изображение мало отличается от истинного или это отклонение существенно меньше отклонения, обусловленного флуктуациями, то величина SNR хорошо описывает качество наблюдаемого изображения. Заметим, что в общем случае отношение сигнал/шум разное в разных точках изображения.

Величина среднеквадратического отклонения А-(дг,г/) представляет собой нормированное среднеквадратическое отклонение восстановленной функции от её истинного значения в данной точке (дг,г/) области восстановления и определяется равенством:

Проинтегрированное среднеквадратичное отклонение Д 2 это тоже среднеквадратическое отклонение, но проинтегрированное по всей рассматриваемой области П и соответствующим образом нормированное:

где s₀ - площадь области П.

В отличие от среднеквадратического отклонения, данная величина не зависит от точки (х,у) изучаемой области. Величины Д 2 (дг,у) и Д можно представить в виде суммы двух слагаемых:

где Д 2 (дс,у) - количественная оценка случайных отклонений в наблюдаемом изображении от среднего изображения в данной точке (х,у); Дф 2 - те же отклонения, накопленные по всей области П; А_я 2 (х,у) - отклонение среднего изображения от истинного в данной точке (х,у); Д_а 2 - те же отклонения, проинтегрированные по всей области П.

Подобное представление величин Д 2 (х,у) и Д 2 имеет определенный физический смысл: первые слагаемые в выражениях (7) и (8) определяются статистическими характеристиками присутствующих флуктационных эффектов, а вторые - от них не зависят. Если оба слагаемых примерно равны, то оба фактора влияют на качество изображения одинаково.

Табл. 2. Уменьшение уровня шумов и возрастание контраста изображения с ростом радиационной дозы, полученной пациентом.

Рентгеновская отсеивающая решетка. Влияние бленды на условия съемки

Рентгеновская отсеивающая решетка (бленда) является важной составляющей частью рентгенографического аппарата. Находится между рентгеновской трубкой и кассетой с пленкой. Состоит из свинцовых пластин, собранных вместе, косо расположенных и рысходящихся от центра к переферии.

Бленда действует как фильтр для рентгеновских лучей, идущих на пленку, отсеивая те, которые идут в неправильном направлении, остальные направляя точно на пленку. Во время снимка бленда приводится в движение специальным механизмом, что позволяет избежать оттенение бленды на снимке.

Бленда позволяет сделать снимок максимально качественным и четким.

Приемники изображения: экран просвечивания, экран для флюорографии, радиографическая пленка.

Экран для просвечивания состоит из бумажной подложки типа ватмана, на которую наносятся тонким слоем органическое стекло (связующее вещество) и люминофор типа Р-530. В состав люминофора входят кристаллы сульфида цинка ZnS (60 %) и сульфида кадмия CdS (40 %), активированные серебром (0,01 %). Рентгеновское излучение, проходя через исследуемый объект, поглощается слоями экрана и вызывает свечение флюоресцирующего слоя.

Экран просвечивания дает позитивое изображение.

Экран для флюорграфии более чувствителен. С флюоресцирующего экрана происходит фотографирование R- изображения, поэтому в флюорографе имеется фотокамера. Через оптический преобразователь изображение уменьшается и вмещается на флюорографической пленке. Изображение - негативное.

Радиографическая пленка представляет собой гибкую прозрачную подложку с нанесенным на нее светочувствительным слоем фотографической эмульсии, в котором в виде микрокристаллов содержится галоидное серебро (бромистое).

Фотографическая эмульсия наносится на обе стороны прозрачной основы. Под действием света и усиливающих экранов или прямого рентгеновского излучения, в эмульсионном слое происходит фотографическая реакция и формирование скрытого изображения. Скрытое изображение, для того чтобы сделать видимым, необходимо проявить в проявителе.

Читайте также: