АкушерствоАнатомияАнестезиологияВакцинопрофилактикаВалеологияВетеринарияГигиенаЗаболеванияИммунологияКардиологияНеврологияНефрологияОнкологияОториноларингологияОфтальмологияПаразитологияПедиатрияПервая помощьПсихиатрияПульмонологияРеанимацияРевматологияСтоматологияТерапияТоксикологияТравматологияУрологияФармакологияФармацевтикаФизиотерапияФтизиатрияХирургияЭндокринологияЭпидемиология

МАТРИЦА ТОМОГРАММЫ

После измерения детекторами ослабленного рентгеновского излучения электрические сигналы преобразуются (кодируются) в цифровые значения коэффициентов ослабления, которые распределяются в электронной матрице томограммы.

Матрица томограммы представляет собой электронную таблицу с равным количеством строк и столбцов (рис. 5-23). Матрица отражает пространственное распределение коэффициентов ослабления в изучаемом слое. Первоначально в матрицу записываются коэффициенты ослабления в каждой из использованных проекций. Совокупность всех исходных коэффициентов ослабления составляет так называемые проекционные данные (projection data) или сырые данные (raw data). Следующий этап заключается в формировании единой матрицы поперечной томограммы из набора проекционных данных. Конечное число, записанное в каждой ячейке матрицы, является результатом вычисления среднего значения коэффициента ослабления в использованных проекциях с помощью определенной математической программы - алгоритма реконструкции томограммы.

path: pictures/0523.png

Рис. 5-23. Матрица КТ: d - толщина томографического слоя, ab - пиксель, abd - воксель.

Матрица томограммы состоит из элементарных ячеек - вокселей (voxel - volume element, элемент объема). В каждый воксель записываются суммарные коэффициенты ослабления рентгеновского излучения, собранные детекторами в различных проекциях и выраженные в числах Хаунсфилда. В современных установках матрица томограммы обычно состоит из 512² вокселей.

Грань вокселя, расположенная параллельно плоскости сканирования, определяется как пиксель (pixel - picture element, элемент картины). Размеры пикселей определяют пространственное разрешение в поперечной (аксиальной) плоскости сканирования. Чем меньше размеры пикселей, тем выше разрешающая способность, и наоборот. Эта закономерность напоминает особенности мозаичной картины, когда уменьшение размеров отдельных элементов мозаики делает изображение более четким и однородным. Размеры пикселей зависят от величины поля изображения (Field Of View, FOV - англ.: поле изображения), т.е. той части апертуры гентри, которая проецируется на матрицу томограммы.

Грани вокселя, параллельные продольной оси сканирования (ось z), определяются величиной коллимации или, в последовательной КТ, толщиной томографического слоя. Чем меньше величина коллимации, тем меньше «продольный» размер вокселя и наоборот. Уменьшение величины коллимации приводит к повышению пространственного разрешения вдоль продольной оси сканирования за счет ограничения частичного объемного эффекта.

В идеальной модели матрица компьютерной томограммы должна состоять из вокселей правильной кубической формы. При этом разрешающая способность в поперечной и продольной плоскости будет одинакова. Такие изображения называют изотропными. На практике получить такой результат крайне сложно. При обычном исследовании груди величина коллимации, и следовательно, величина граней вокселя вдоль продольной оси сканирования, составляет 10 мм. Если величина поля изображения равна 35 см, что достаточно для получения изображения всей грудной клетки, размеры пикселя в стандартной матрице томограммы 512² составляют 0,68 мм. Каждый воксель в этом случае имеет форму параллелепипеда, но не куба, вытянутого вдоль продольной оси сканирования. В связи с этим, разрешение в поперечной плоскости сканирования оказывается значительно больше, чем в продольном направлении. Если уменьшить толщину слоя до 1 мм, например, при высокоразрешающей КТ, это различие существенно уменьшится. Однако исследовать такими тонкими слоями весь объем анатомической области, протяженностью 20 - 25 см, невозможно из-за крайне высокой лучевой нагрузки.

Различия в пространственном разрешении вдоль различных плоскостей сканирования являются одной из важнейших причин низкой информативности многоплоскостных реформаций при КТ. Оптимальные изображения в сагиттальной или фронтальной плоскости можно получить лишь при минимальной толщине слоя, но при исследовании такого крупного объекта, как грудная клетка, для этого потребуется огромное количество томографических срезов. Реальная перспектива решения этой проблемы заключается в использовании многослойной спиральной КТ, при которой появляется реальная возможность уменьшить толщину прилегающих томографических слоев до 0,6 мм. В это случае воксель приобретает почти правильную кубическую форму. Следовательно, разрешение вдоль любой оси, отличной от аксиальной плоскости, будет сопоставимо с разрешениями вдоль стандартной аксиальной плоскости.

Дата добавления: 2015-01-18 | Просмотры: 1001 | Нарушение авторских прав