Сверточный алгоритм

Выполнение первых трех операций в предыдущем алгоритме для вычисления модифицированных проекций можно заменить операцией свертки проекций (при фиксированном угле ) с функцией :

, (12.30)

где — импульсная характеристика фильтра с частотной характеристикой . Очевидно, что данный фильтр усиливает верхние частоты. На рис. 12.13 показана импульсная характеристика фильтра для дискретных данных при . В силу четности коэффициента передачи фильтра его импульсная характеристика также четная. Следовательно, фильтр, формирующий модифицированные проекции , является некаузальным. Число значащих отсчетов в импульсной характеристике дискретного фильтра невелико. Это свойство импульсной характеристики будет использовано ниже для восстановления фрагментов томограмм.

2) Итерационный метод

Билет

1. Принципы получения изображений в ИК диапазоне.

1 вариант Любой объект излучает электромагнитные волны в очень широком диапазоне частот, в том числе и волны в инфракрасном спектре, так называемое «тепловое излучение». При этом интенсивность теплового излучения напрямую зависит от температуры объекта, и лишь в очень малой степени зависит от условий освещенности в видимом диапазоне. Таким образом, при помощи тепловизионного прибора о любом наблюдаемом объекте может быть собрана и визуализирована дополнительная информация, недоступная человеческому глазу и приборам, Тепловизор – устройство, позволяющее визуализировать картину теплового излучения наблюдаемого объекта.

Принцип действия современных тепловизоров основан на способности некоторых материалов фиксировать излучение в инфракрасном диапазоне. Посредством оптического прибора, в состав которого входят линзы, изготовленные с применением редких материалов, прозрачных для инфракрасного излучения (таких как германий), тепловое излучение объектов проецируется на матрицу датчиков, чувствительных к инфракрасному излучению. Далее сложные микросхемы считывают информацию с этих датчиков, и генерируют видеосигнал, где разной температуре наблюдаемого объекта соответствует разный цвет изображения. Шкала соответствия цвета точки на изображении к абсолютной температуре наблюдаемого объекта может быть выведена поверх кадра. Также возможно указание температур наиболее горячей и наиболее холодной точки на изображении. В зависимости от модели тепловизоры различаются по величине шага измеряемой температуры. Современные технологии позволяют различать температуру объектов с точностью до 0,05-0,1 К.

2 вариант Методы обнаружения и измерения И. и. основаны на преобразовании энергии И. и. в др. виды энергии, методы регистрации к-рых хорошо разработаны. В тепловых приёмниках поглощённое И. и. вызывает повышение темп-ры термочувствит. элемента, к-рое тем или иным способом регистрируется. Тепловые приёмники могут работать практически во всей области И. и. В фотоэлектрич. приёмниках поглощённое И. и. приводит к появлению или изменению электрич. тока или напряжения. Такие приёмники в отличие от тепловых селективны, т. е. чувствительны лишь в определ. ИК-области спектра. Мн. фотоэлектрич. приёмники И. и. особенно для средней и далёкой ИК-области спектра работают лишь в охлаждённом состоянии. В качестве приёмников И. и. также используются приборы, основанные на усилении или тушении люминесценции, под действием И. и., а также т. н. антистоксовы люминофоры, непосредственно преобразующие И. и. в видимое (люминофор с ионами Yb и Еr преобразует излучение неодимового лазера l=1,06 мкм в видимое с l=0,7 мкм). Спец. фотоплёнки и пластинки - инфрапластинки - также чувствительны к И. н. (до l=1,3 мкм). Существуют также спец. приборы, к-рые позволяют путём регистрации собств. теплового И. и. получить распределение темп-ры по поверхности объекта, т. е. его тепловое (или температурное) изображение. Это т. н. тепловое изображение можно преобразовать в видимое изображение, в к-ром яркость видимого изображения в отд. точках пропорциональна темп-ре соответствующих точек объекта. Изображение, полученное в этих приборах, не является ИК-изображением в обычном смысле, т. к. даёт лишь картину распределения темн-ры на поверхности объекта. Приборы визуализации И. и. делятся на несканирующие и сканирующие. В первых И. и. регистрируется непосредственно на фотоплёнке или люминесцентном экране, а также на экране с помощью электроннооптических преобразователей (ЭОП) или эвапорографов. К сканирующим приборам относятся тепловизоры или термографы с оптико-механич. сканированием объекта. Область чувствительности ЭОП определяется чувствительностью к И. и. фотокатода и не превышает l=1,3 мкм. Эвапорографы и тепловизоры могут быть использованы в средней ИК-области, и потому они позволяют получать тепловое изображение низкотемпературных тел. Существуют также методы параметрич. преобразования И. и. в видимое излучение при смешивании И. и. с когерентным лазерным излучением в оптически нелинейных кристаллах

2. Качество и методы улучшения изображений в системах рентгенодиагностики

Качество рент-х изо-й во многом опред. его контрастом. Контраст ухудшается под действием рассеянного излучения, поэтом это излуч. необходимо уменьшать. Интенсивность рассеяния возрастает с увеличением площади изображаемой области и толщины облучаемого объекта. Отношение интенсивностей рассеянного и первичного излучений R для детектора увеличивается с энергией фотонов и в процессе регистрации изображения.

Для снижения уровня рассеянного излучения общепринято использовать сетки. Недостатками использования сеток является то, что увеличиваются требования к экспозиции. К другим методам подавления рассеянного излучения относятся методы с использованием воздушного промежутка и сканирующей щели.

Контраст в изображении можно искусственно улучшить, вводя в организм пациента рентгеноконтрастное вещество. Однако некоторые обследования с использованием этих веществ сопряжены с риском для пациента. Для повышения контраста изображений можно применить метод цифровой рентгенографии и уменьшить таким образом необходимость в использовании контрастных веществ.

Контраст можно также повысить, используя пленки с большей крутизной линейного участка характеристической кривой, имеющей пониженную чувствительность при высоких оптических плотностях (область насыщения), а так же при низких оптических областях(область вуали). Для получения максимального контраста пленка должна экспонировать до оптических плотностей, лежащих между этими двумя областями. Точная подгонка плотностей почернения пленки может проводиться с помощью радиопрозрачных ионизационных камер, прерывающих процесс экспонирования пленки в момент получения камерой заранее установленной дозы излучения.

Сетки: Для уменьшения интенсивности падающего на детектор рассеянного излучения применяют специальные сетки, которые обладают направленным действием и состоят обычно из очень тонких свинцовых полосок, разделенных хлопчатобумажной тканью(сетки для низких энергий фотонов) или же полосками пластмассы или алюминия(сетки для высоких энергий квантов).

Поскольку рассеянное излучение падает на сетку не под прямым углом, оно сильнее поглощается свинцовыми полосками, тогда как первичное излучение проходит сквозь сетку без поглощения. Из-за поглощения части первичного и большей части вторичного излучений свинцовыми и разделительными полосками при работе с сеткой необходимо увеличивать время экспозиции.

Метод сканирующей щели:В данном методе испол. 2 узкие поперечные щели шириной около 1мм, устанавливаемые выше и ниже пациента и перемещающиеся совместно с узким веерным рентгеновским пучком, создаваемые при сканировании трубки вдоль тела пациента. Рассеянное излучение, возникающее в теле пациента, отсекаются коллиматором кассеты. По сравнению с методом сеток удается добиться более низких доз облучения, поскольку при этом отсутствует поглощение первичного излучения в коллиматорах. К сожалению, большое время сканирования может привести к размытию изображения в связи с движением пациента.

Рентгеноконтрастные вещества.:Некоторые анатомические структуры могут иметь близкие плотности и атомные номера с окр их биотканями, поэтому их невозможно различить рентгеноскопическим методом. Однако в ряде случаев можно ввести в организм специальный рентгеноконтрастный препарат, который имеет отличный от нормальной биоткани коэф ослабления излучения и. следовательно, позволяет получить изображение исследуемого органа. Препарат должен иметь плотность либо ниже либо выше плотности окр биотканей. Вещество должно быть нетоксичным, иметь вязкость для инъекции или приема внуть. Должно сохр свои свойства в течении всего времени обследования.

Крутизна характеристической кривой фотопленки

Зависимость оптической плотности фотопленки от логарифма экспозиции изо на рис. и наз. характеристической кривой.

На кривой можно веделить 2 участка, обл высоких оптических плотностей(насыщения) и область низких(вуали). Т.к. контраст пропорционален производной от плотности по экспозиции, в указ областях будет наблюдаться ухудшение контраста. Поэтому пленку необходимой экспонировать такиб образом, чтобы значения оптических плотностей изображения соответствовали линейному участку хар-ой прямой. очевидно, что для повышения контраста желательно использовать пленку с большей крутизной линейного участка хар-ой кривой. к сожалению, с увеличением крутизны возрастают требования к экспозиции, поскольку при этом уменьшается динамический диапазон фотопленки.

Интенсивность излучения, необходимая для получения требуемого почернения пленки, зависит от напряжения на рентгеновской трубки, расстоянии между фокусом трубки и пленкой, а так же от комплекции пациента. Правильный выбор экспозиции осуществляется с помощью радиопрозрачной ионизационной камеры, устанавливаемой между сеткой и пленкой. Экспонирование прекращается как только на камеру проходит предварительно установленная доза облучения. Системы подобного типа иногда наз ионтоматическими, и они обычно состоят из трех ионизационных камер, каждая из которых предназначена для диагностики различных областей тела пациента.

Если динамический диапазон оптических плотностей в изображении достаточно велик, то иногда оказывается выгодным использовать пленку с меньшей крутизной линейного участка хар-ой кривой, поскольку при этом мала вероятность того, что оптические плотности в изображении попадут в область вуали или насыщения.

Билет

1. Устройство рентгеновской трубки. Из книги Р.Т., используемая в рентгеновской диагностике, состоит из наполненного маслом кожуха с колбой, котрый представляет собой вакуумированный

сосуд из термостойкого стекла, внутри которого размещены накаливаемый катод и анод.

Катод накаливается за счет прохождения тока через вольфрамовую спираль электрического тока, в результате чего создается узконаправленный поток электронов, ускоряемых разностью потенциалов 25-150кВ и бомбардирующих анод. Электроны взаимодействуют с материалом анода, тормозятся и останавливаются. Большая часть энергии, передаваемой электронами аноду, обращается в тепловую, и только малая ее часть (меньше 1%) преобразуется в рентгеновское излучение. Некоторая часть этих лучей проходит через выходные окна колбы кожуха, а так же через пациента, чтобы создать рентгеновское изображение. Рентгеновские лучи, распространяющиеся в других направлениях, поглощаются кожухом трубки. Вся конструкция трубки устанавливается на штатив и снабжается коллиматором, так что размеры и направление рентгеновского пучка можно изменять по необходимости.

Конструкция катода прямого накала и электронно-оптической системы, которая направляет поток электронов к аноду, играет очень важную роль, поскольку нерезкость изображения может ограничиваться за счет сокращения размеров рентгеновского излучения от трубки определяется электронным током, проходящим на анод. Катод прямого накала представляет собой вольфрамовую спираль, которая устанавливается в никелевой капсуле. Эта капсула поддерживает нить накала и имеет такую форму, что создаваемое эл. поле фокусирует электроны в узкий пучок. Анод имеет скошенную поверхность, которая составляет тупой угол с направлением электронного пучка. В выходное окно поступают те рентгеновские лучи, которые идут приблизительно под прямым углом к направлению электронного, так что на поверхности приемника рентгеновское излучение имеет квадратное сечение, даже если поток электронов хорошо сколлимирован. Угол наклона поверхности анода выбирается исходя из назначения трубки и изменяется в зависимости от требований к размерам поля и фокального пятна, а так же к выходной мощности трубки. Для трубок общего назначения величина угла составляет около 17 градусов. Во многих случаях анод имеет скос под двумя различными углами, а также две нити накала для выбора либо узкого, либо широкого фокального пятна.

Анод изготавливают из вольфрама. Вольфрам имеет необходимые теплопроводность и теплоемкость, а также высокую температуру плавления. Важно, чтобы атомный номер материала анода был большим, поскольку выход тормозного излучения с анода увеличивается с атомным номером. а спектр рентгеновского излучения, создаваемый элементом с большим атомным номером, хорошо подходит для получения изображения более массивных частей тела. очень важно, чтобы анодный диск имел высокую теплоемкость. При больших размерах анода можно достичь более высокой скорости вращения и меньшего времени экспозиции, а большая теплоемкость, связанная с увеличением размера анода, позволяет достигать более коротких временных интервалов между экспозициями.

из инета

Генератором рентгеновых лучей является рентгеновская трубка. Современная электронная трубка конструируется по единому принципу и имеет следующее устройство. Основой является стеклянная колба в виде шара или цилиндра, в концевые отделы которой впаяны электроды: анод и катод. В трубке создается вакуум, что способствует вылету электронов из катода и быстрейшему их перемещению. Катод представляет собой спираль из вольфрамовой (тугоплавкой) нити, которая укрепляется на молибденовых стержнях и помещается в металлический колпак, направляющий поток электронов в виде узкого пучка в сторону анода. Анод делается из меди (быстрее отдает тепло и сравнительно легко охлаждается), имеет массивные размеры. Конец, обращенный к катоду, косо срезается под углом 45—70°. В центральной части скошенного анода имеется вольфрамовая пластинка, на которой находится фокус анода — участок 10—15 мм2, где в основном и образуются рентгеновы лучи. Процесс образования рентгеновых лучей. Нить накала рентгеновской трубки — вольфрамовая спираль катода при подведении к ней тока низкого напряжения (4—15 В, 3—5А) накаливается, образуя свободные электроны вокруг нити. Включение тока высокого напряжения создает на полюсах рентгеновской трубки разность потенциалов, в результате чего свободные электроны с большой скоростью устремляются к аноду в виде потока электронов — катодных лучей, которые, попав на фокус анода, резко тормозятся, вследствие чего часть кинетической энергии электронов превращается в энергию электромагнитных колебаний с очень малой длиной волны. Это и будет рентгеновское излучение (лучи торможения). По желанию врача и техника можно регулировать как количество рентгеновых лучей (интенсивность), так и качество их (жесткость). Повышая степень накала вольфрамовой нити катода можно добиться увеличения количества электронов, что обусловливает интенсивность рентгеновых лучей. Повышение напряжения, подаваемого к полюсам трубки, ведет к увеличению скорости полета электронов, что является основой проникающего качества лучей. Выше уже было отмечено, что фокус рентгеновской трубки — это тот участок на аноде, куда попадают электроны и где генерируются рентгеновы лучи. Величина фокуса влияет на качество рентгеновского изображения: чем меньше фокус, тем резче и структурней рисунок и наоборот, чем он больше, тем более расплывчатым становится изображение исследуемого объекта. Практикой доказано, чем острее фокус, тем быстрее трубка приходит в негодность — происходит расплавление вольфрамовой пластинки анода. Поэтому в современных аппаратах трубки конструируются с несколькими фокусами: малым и большим, или линейным в виде узкой полосы с коррекцией угла скошенности анода в 71°, что позволяет получать оптимальную резкость изображения при наибольшей электрической нагрузке на анод. Удачной конструкцией рентгеновской трубки является генератор с вращающимся анодом, что позволяет делать фокус незначительных размеров и удлинить тем самым срок эксплуатации аппарата. Из потока катодных лучей только около 1% энергии превращается в рентгеновы лучи, остальная энергия переходит в тепло, что приводит к перегреванию анода. Для целей охлаждения анода используются различные способы: водяное охлаждение, калорифер-но-воздушное, масляное охлаждение под давлением и комбинированные способы. Рентгеновская трубка помещается в специальный просвинцованный футляр или кожух с отверстием для выхода рентгеновского излучения из анода трубки. На пути выхода рентгеновского излучения из трубки устанавливаются фильтры из различных металлов, которые отсеивают мягкие лучи и делают более однородным излучение рентгеновского аппарата. Во многих конструкциях рентгеновских аппаратов в футляр наливается трансформаторное масло, которое со всех сторон обтекает рентгеновскую трубку. Все это: металлический футляр, масло, фильтры экранируют персонал кабинета и больных от воздействия рентгеновского облучения.

2. Основные импульсные последовательности для получения МРТ изображений.

Спин-эхо(90-180-эхо)

сигнал может быть получен с помощью спин-эхо последовательности. Преимуществом спин-эхо последовательности является то, что она вносит в сигнал зависимость от T₂. Ввиду того, что некоторые ткани и патологическое образования имеют близкие по значению T₁, но разные значения T₂, использование отображающих последовательности, производящих изображения с зависимостями от T₂, становится обоснованным.

Временная диаграмма для спин-эхо отображающей последовательности имеет графы для РЧ импульсов, градиентов в магнитном поле и сигнала. Срез-селектирующий 90^o-импульс применяется вместе со срез-селектирующим градиентом. После прохождения периода времени, равного TE/2, следуют срез-селектирующий 180^o-импульс вместе со срез-селектирующим градиентом. Фазо-кодирующий градиент применяется между 90^o- и 180^o- импульсами. Как и в предыдущей отображающей последовательности, фазо-кодирующий градиент изменяется по 128 или 256 значениям междуG _m и -G _m. Фазо-кодирующий градиент может применяться после 180^o-импульса, однако, если мы хотим уменьшить период TE, импульс применяется между 90^o- и 180^o- РЧ импульсами.

Частотно-кодирующий градиент применяется после 180^o-импульса, во время регистрации эхо. Регистрируемый сигнал является эхо. Спад свободной индукции, который наблюдается после каждого 90^o-импульса, никак не используется. Между 90^o- и 180^o- импульсами применяется один дополнительный градиент. Этот градиент направлен так же, как и частотно-кодирующий градиент. Он расфазировывает спины так, что они возвращаются в одну фазу в самом центре эхо. Этот градиент оказывает такой эффект, что к началу регистрации эхо сигнал будет находиться на краю k-пространства.

Вся последовательность повторяется каждые TR секунд до тех пор, пока не будут записаны все шаги фазового кодирования.

инверсия-восстановление

Рассмотрим последовательность инверсии-восстановления, в которой для регистрации намагниченности используется спин-эхо последовательность. РЧ импульсы - 180-90-180. Последовательность инверсии восстановления, в которой используется 90-FID регистрация сигнала, похожа, с тем исключением, что 90-FID заменяется на спин-эхо часть последовательности.

Временная диаграмма для отображающей последовательности инверсии-восстановления имеет графы для РЧ импульсов, градиентов в магнитном поле и сигнала. Срез-селектирующий 180^o-импульс применяется вместе со срез-селектирующим градиентом. После прохождения периода времени равного TI, применяется спин-эхо последовательность.

Оставшаяся часть последовательности эквивалентна спин-эхо последовательности. Эта часть спин-эхо регистрируется как намагниченность во время TI после первого 180^o-импульса. (Вместо спин-эхо может быть использована 90-FID последовательность). Все РЧ импульсы в последовательности спин-эхо являются импульсами выбора среза. РЧ импульсы применяются вместе с градиентами выбора среза. Между 90^o- и 180^o- импульсами следует фазо-кодирующий градиент. Фазо-кодирующий градиент изменяется, принимая 128 или 256 значений между G _m и -G _m.

Фазо-кодирующий градиент не может быть применен после первого 180^o-импульса, так как на этом этапе еще нет поперечной намагниченности, фазу которой надо было бы кодировать. Частотно-кодирующий градиент применяется за вторым 180^o-импульсом, и в это время регистрируется эхо.

Эхо регистрируется как сигнал. После 90^o-импульса FID не используется. Расфазирующий градиент следует между 90^o- и 180^o- импульсами для установки начала получения сигнала на край k-пространства, как это было описано в разделе спин-эхо томографии. Вся последовательность повторяется каждые TR секунд.

градиентное эхо

У всех ранее описываемых последовательностей есть один существенный недостаток. Для максимального сигнала им всем необходима поперечная намагниченность, которая бы приходила в свое равновесное состояние вдоль оси Z до повторения последовательности. При большом T₁ это может существенно удлинять время отображающей последовательности. Если же намагниченность восстанавливается в равновесие не полностью, сигнал слабее, чем если бы происходило полное восстановление. Если намагниченность повернута на угол, меньший чем 90^o, ее компонент M_z приходит в равновесие гораздо быстрее, но сигнал будет слабее, поскольку он будет пропорционален

Sin . Поэтому приходится жертвовать сигналом ради времени сканирования. В некоторых случаях собирается и усредняется несколько изображений для восстановления потерянного сигнала.

Последовательность градиентного эхо является применением этих принципов. Здесь представлена ее временная диаграмма. В отображающей последовательности градиентное эхо на объект воздействует срез-селектирующий РЧ импульс. Этот РЧ импульс обычно производит поворот на угол между 10^o и 90^o. Срез-селектирующий градиент применяется вместе с РЧ импульсом.

Далее следует фазо-кодирующий градиент. Как и в других последовательностях фазо-кодирующий градиент меняется между G _m и -G _m по 128 или 256 значениям.

Рафазирующий частотно-кодирующий градиент применяется одновременно с фазо-кодирующим градиентом для того, чтобы заставить спины находиться в фазе в середине периода сбора данных. Этот градиент противоположен по знаку, включенному во время регистрации сигнала, частотно-кодирующему градиенту. Эхо получается во время включения частотно-кодирующего градиента потому, что этот градиент расфокусировывает расфазировку, которая проявляется вследствие расфазирующего градиента.

Период времени, называемый временем эхо (echo time - TE) определяется как время между началом РЧ импульса и максимумом сигнала. Последовательность повторяется каждые TR секунд. Период TR может быть очень мал (десятки миллисекунд).

Билет 7.