От чего зависит разрешение компьютерной томографии

Обновлено: 06.07.2024

Изображения КТ реконструируются примерно из 1000 проекций, полученных при вращении рентгеновской трубки на 360° вокруг объекта (пациента). Геометрия захвата определяется полем обзора захвата, которое определяется углом веерного луча и определяет максимально возможный размер реконструированного изображения. Поле обзора обычно составляет 250 мм для КТ головы, но может достигать 500 мм для визуализации тела. Увеличение поля обзора требует использования большего угла веерного луча, достигаемого за счет регулировки коллимации и увеличения количества детекторов, используемых при сборе необработанных проекционных данных.

После получения проекционных данных операторы могут выбрать размер поля зрения реконструкции (FOV). Большинство КТ-изображений имеют реконструированное поле зрения, равное размеру изображаемого пациента, как показано двумя левыми изображениями на рисунке G. В этом примере поле зрения 250 мм вместе с размером матрицы 512 дает с размером пикселя ~0,5 мм, что соответствует достижимому пространственному разрешению. Если полученный набор проекционных данных используется для реконструкции изображения с меньшим полем зрения (правые изображения на рис. G), размер пикселя теперь составляет 0,25 мм (поле обзора 125 мм, деленное на размер матрицы 512), а достижимое разрешение улучшилось. примерно в два раза или около того.

Важно отметить, что реконструкция с меньшим FOV должна выполняться из полученного (необработанного) набора проекционных данных, а не из реконструированных изображений, показанных на рисунке G (справа), и может применяться только к центральной области. реконструированного изображения. Существует также предел улучшения пространственного разрешения, которого можно достичь за счет уменьшения FOV реконструкции, поскольку дополнительные факторы (например, размер фокусного пятна, движение и размер детектора) ограничивают достижимое пространственное разрешение. В качестве приблизительного ориентира достижимое пространственное разрешение при обычной КТ-изображении составляет ~ 0,7 лп/мм, и его можно приблизительно удвоить до ~ 1,5 лп/мм с помощью функции масштабирования. Следствием этого вывода является то, что если реконструированное поле зрения выбрано таким образом, что оно больше, чем отображаемый объект (рис. H), произойдет потеря характеристик пространственного разрешения из-за увеличенного размера пикселя. На рисунке H увеличение поля обзора реконструкции с 350 мм (справа) до 500 мм (слева) увеличивает размер пикселя с ~0,7 мм до ~1 мм.


Рисунок G. Изображения фантома черепа, реконструированные с полем зрения, охватывающим всю голову (т.е. 25 см), как показано двумя секциями слева, или увеличенным в меньшем поле зрения (т.е. 12,5 см), как показано двумя разделы справа.




Рисунок H. Изображения фантома тела, полученные на четырехсрезовом компьютерном томографе с полем зрения 50 см. Два изображения слева были реконструированы с использованием реконструкции поля зрения 500 мм, тогда как изображения справа использовали реконструкцию FOV 350 мм.

Фильтр реконструкции

Компьютерная томография использует технику реконструкции обратной проекции с фильтром, при которой каждая проекция свертывается с помощью «фильтра», а затем проецируется в обратном направлении. Когда эта процедура выполняется для всех 1000 или около того проекций, можно добиться идеальной реконструкции отсканированного объекта. Специальный фильтр, известный как рамповый фильтр, обеспечит идеальную реконструкцию, но также будет содержать высокий уровень шума изображения. Можно изменить форму фильтра реконструкции, чтобы уменьшить уровень шума изображения, но за счет некоторой потери характеристик пространственного разрешения.Большинство коммерческих КТ-сканеров предлагают пользователю выбор фильтров реконструкции, где каждый фильтр обеспечивает различную степень шума изображения, но за счет некоторой потери производительности пространственного разрешения.

На рисунке I показан пример КТ-изображений фантома черепа, где был получен один набор проекционных изображений, который впоследствии использовался для создания четырех наборов изображений с использованием четырех фильтров реконструкции, доступных на этом коммерческом КТ-сканере. Для каждого из изображений, показанных на рисунке I, среднее значение HU в интересующей области остается постоянным с фильтром реконструкции (т.е. ~ 133 HU). Однако шум изображения заметно меняется в зависимости от выбора фильтра реконструкции: Soft ~ 7,4 HU; Деталь ~12 HU; Кость ~ 30 HU; и Edge ~ 55 HU. Таким образом, видно, что количество шума изменяется более чем в семь раз в зависимости от выбора фильтра реконструкции, используемого для создания этих отфильтрованных изображений обратной проекции. На рисунках J и K показаны увеличенные изображения костных структур, которые ясно иллюстрируют компромисс между шумом и характеристиками пространственного разрешения, предлагаемыми этими фильтрами реконструкции. Обратите внимание на потерю резкости при использовании мягкого фильтра реконструкции и шумовые изображения при использовании фильтра реконструкции краев.

На рисунке L показана серия КТ-изображений, полученных с использованием фантома тела. Как и в случае изображений фантома черепа, для каждого из изображений, показанных на рисунке L, среднее значение HU в интересующей области остается постоянным с фильтром реконструкции (т.е. ~ 144 HU). Однако шум изображения заметно меняется в зависимости от выбора фильтра реконструкции: Soft ~ 8,5 HU; Деталь ~11 HU; Кость ~ 25 HU; и Edge ~ 39 HU. На рисунках M и N показаны увеличенные изображения костных структур, которые ясно иллюстрируют компромисс между шумом и характеристиками пространственного разрешения, обеспечиваемыми фильтрами реконструкции на этом коммерческом компьютерном томографе.

Рисунок I. КТ-изображения антропоморфного фантома головы, реконструированные из одного и того же набора проекционных данных с использованием четырех различных типов фильтров реконструкции (мягкий, вверху слева; детализация, вверху справа; кость, внизу слева; край, внизу справа) на КТ-сканер GE LightSpeed.

Рисунок J. Небольшая интересующая область фантома черепа, реконструированная с использованием четырех фильтров (Мягкий, вверху слева; Детализация, вверху справа; Кость, внизу слева, Край, внизу справа), показывающий компромисс между хорошим разрешением (т.е. Край) и низкий уровень шума (т. е. мягкий).

Рисунок K. Небольшая интересующая область фантома черепа, реконструированная с использованием четырех фильтров (Мягкий, вверху слева; Детализация, вверху справа, Кость, внизу слева, Край, внизу справа), показывающий компромисс между хорошим разрешением (т.е. Край) и низкий уровень шума (т. е. мягкий).

Рисунок L. КТ-изображения фантома антропоморфного тела, реконструированные из того же набора проекционных данных позвоночника с использованием четырех различных типов фильтров реконструкции (мягкая, вверху слева; детализация, вверху справа; кость, внизу слева; край, внизу справа). ) на компьютерном томографе GE LightSpeed.

Рисунок M. Небольшая интересующая область фантома позвоночника, реконструированная с использованием четырех фильтров (Soft, вверху слева, Detail, вверху справа, Bone, внизу слева, Edge, внизу справа) на компьютерном томографе GE LightSpeed.

Рисунок N. Небольшая область интереса фантома таза, реконструированная с использованием четырех фильтров (Soft, вверху слева, Detail, вверху справа, Bone, внизу слева, Edge, внизу справа) на компьютерном томографе GE LightSpeed.

Пространственное разрешение в КТ — это способность различать объекты или структуры, различающиеся по плотности.

Высокое пространственное разрешение важно для того, чтобы различать структуры, расположенные на небольшом расстоянии друг от друга.

Факторы, влияющие на пространственное разрешение КТ

  • поле зрения
    • по мере увеличения поля зрения увеличивается и размер пикселя; приводит к уменьшению
    • чем меньше размер пикселя, тем выше пространственное разрешение
    • большее фокусное пятно уменьшит разрешение
    • увеличение приведет к уменьшению разрешения
    • обратно зависит от разрешения: чем выше тон, тем меньше разрешение
    • ядра улучшения краев будут иметь более высокое разрешение, чем ядра мягких тканей
    • чем больше толщина среза, тем ниже разрешение
    • увеличение размера детектора снижает разрешение

    Ссылки

    • 1. Евклид Сирам. Компьютерная томография. ISBN: 9780323312882

    Статьи по теме: технология обработки изображений

    • генератор высокого напряжения
    • артефакт внешнего инородного тела
    • поглощенная доза
    • радиационно-индуцированный канцерогенез
    • поколения компьютерных томографов
    • КТ со сверхвысоким разрешением (UHRCT)
    • клинические применения двухэнергетической КТ
      • виртуальное неконтрастное изображение
      • сосудистый
      • йодсодержащие контрастные вещества
        • агенты
          • водорастворимый
            • ионный
            • аллергия на контраст
            • артефакты пациентов
            • размытие
            • катушки
            • методы
            • Пик 2-гидроксиглутарата: резонирует при 2,25 ppm
            • пик аланина: резонирует при 1,48 м.д.
            • Пик холина: резонирует при 3,2 промилле
            • Пик цитрата: резонирует на уровне 2,6 промилле.
            • Пик креатина: резонирует при 3,0 ppm
            • функциональная МРТ (фМРТ)
            • Оборудование для МРТ и экранирование помещения
            • ​цветущий артефакт
            • импульс-эхо
            • 2D УЗИ
            • 4D УЗИ
            • М-режим
            • артефакт хвоста кометы
            • физика ядерной медицины
            • нуклид
            • изомер
            • сцинтилляционные детекторы (гамма-камера)
            • фотопик
            • основы радиофармпрепаратов
            • маркировка радиофармпрепаратов
            • радиофармацевтическое производство
              • ядерный реактор произвел радионуклиды
              • циклотрон произвел радионуклиды
              • дозиметрия
              • углерод-11
              • хром-51
              • фторсодержащие вещества
              • Га-67 цитрат
              • Ga-68
              • И-123
                • Йодид I-123
                • I-123 орто-йодогиппурат
                • И-123 МИБГ
                • И-131 МИБГ
                • ​Сехкат
                • рентгенография
                  • фазоконтрастное изображение
                  • реконструкция с глубоким обучением
                  • система ПЭТ всего тела
                  • иммуно-ПЭТ

                  Продвигаемые статьи (реклама)

                  РЕКЛАМА: болельщики видят меньше рекламы или вообще не видят ее

                  Футляры и рисунки



                  Загружаются дополнительные изображения.

                  Обратите внимание: стопки также можно прокручивать с помощью колесика мыши или клавиш со стрелками на клавиатуре

                  Пространственное разрешение определяется как способность различать две соседние структуры как разделенные.

                  Связанные термины:

                  Скачать в формате PDF

                  Об этой странице

                  Распространение ошибок сегментации и обработки изображений

                  8.1.3 Пространственное разрешение

                  Пространственное разрешение — это термин, обозначающий количество пикселей, используемых для создания цифрового изображения. Когда мы говорим, что цифровое изображение имеет более высокое пространственное разрешение, чем другое изображение, это означает, что изображение с более высоким пространственным разрешением состоит из большего количества пикселей, чем изображение с более низким пространственным разрешением для тех же размеров части изображения. Пространственное разрешение может определять качество изображения и описывать, насколько детально объект может быть представлен на изображении. Это измерение, позволяющее определить, насколько маленьким должен быть объект, чтобы система обработки изображений могла его обнаружить. В медицинской визуализации термин пространственное разрешение может использоваться для описания разрешения изображения. Пространственное разрешение системы медицинской визуализации — это способность системы отображать микроструктуры. Пример пространственного разрешения медицинских изображений приведен на рис. 8.3, где показано ангиографическое изображение с использованием двух разных пространственных разрешений. Способность одного пикселя отображать коронарный сосуд различается в зависимости от пространственного разрешения (рис. 8.3C). Термин пространственное разрешение системы медицинской визуализации используется для описания ошибки системы при отображении микроструктур. Ошибки формирования изображения могут включать как пространственное разрешение (пиксельное разрешение) системы формирования изображения, так и другие систематические ошибки. Пространственное разрешение измеряется в парах линий на сантиметр (лп/см) и является мерой неопределенности, возникающей из-за ошибок построения изображений в медицинских системах.

                  Рисунок 8.3. Пространственное разрешение ангиографического изображения: (A) пространственное разрешение изображения с размерами 5123512, (B) пространственное разрешение изображения с размерами 50350 и (C) способность одного пикселя (красные стрелки) отображать коронарные сосуды на изображениях разного разрешения.

                  Спутниковые данные: извлечение и анализ больших данных

                  9.1.2.1 Пространственное разрешение

                  Пространственное разрешение – это способность датчика различать близко расположенные объекты. Другими словами, пространственное разрешение определяется как измерение небольшого объекта, который разрешается датчиком, или области земли, отображаемой для мгновенного поля зрения (IFOV) датчика, или линейного размера отображаемой земли. по каждому пикселю. Здесь каждый чувствительный элемент, содержащий IFOV, определяет пространственное разрешение датчика.Контраст объекта по отношению к его фону влияет на пространственное разрешение. Однако пространственное разрешение обычно указывается как длина одной стороны одного пикселя. Более того, разные датчики имеют разные IFOV. Здесь качество изображения оказывается лучше, но все же требуется больше места для хранения.

                  Сообщающиеся картинки — будущее

                  Почему важна пространственная детализация

                  Пространственное разрешение важно, поскольку оно влияет на то, насколько четко мы видим объекты (особенно когда они неподвижны). Ключевым параметром является не просто количество пикселей в каждой строке или столбце дисплея, а угол, стягиваемый каждым из этих пикселей на сетчатке глаза зрителя, θ. С этой точки зрения увеличение пространственного разрешения становится особенно важным, поскольку размеры экрана становятся больше, а расстояние просмотра уменьшается. Кроме того, эффективное пространственное разрешение будет зависеть от того, как система сжатия взаимодействует с отображаемым контентом. Вопреки популярной рекламе, не существует такого понятия, как «HD-качество». Давайте посмотрим на это поближе.

                  Передача изображений — будущее

                  Почему важна пространственная детализация

                  Пространственное разрешение важно, поскольку оно влияет на то, насколько четко мы видим объекты. Ключевым параметром является не просто количество пикселей в каждой строке или столбце дисплея, а угол θ, стягиваемый каждым из этих пикселей на сетчатке глаза зрителя. С этой точки зрения увеличенное пространственное разрешение становится особенно важным по мере того, как размеры экрана становятся больше, а расстояние просмотра уменьшается. Кроме того, эффективное пространственное разрешение будет зависеть от того, как система сжатия взаимодействует с отображаемым содержимым; очень легко преобразовать HD-контент в SD с помощью сжатия. Вопреки популярной рекламе, не существует такого понятия, как «HD-качество». Давайте посмотрим на это поближе.

                  Компьютерная томография

                  К. Ниман, . М. Дейксхорн, Advanced Cardiac Imaging, 2015 г.

                  5.3.2 Пространственное разрешение

                  Под пространственным разрешением понимается способность различать небольшие структуры. Фундаментальное пространственное разрешение КТ-сканера в значительной степени зависит от оборудования и количественно определяется в экспериментах со стационарными фантомами с резкой разницей контраста в идеальных условиях. Если рассматривать пространственное разрешение как способность идентифицировать мелкие структуры на КТ-изображениях сердца, то с практической точки зрения пространственное разрешение является результатом характеристик пациента, характеристик рентгена, конструкции сканера, протокола сканирования, алгоритмов реконструкции, постобработки и методов отображения. Некоторые из этих факторов не поддаются изменению, в то время как другие поддаются оптимизации. Мы можем различать разрешение в плоскости (или аксиальное, или XY) в одном изображении поперечного сечения или разрешение в плоскости (или продольное, или Z), которое относится к корональной/сагиттальной плоскостям. С точки зрения аппаратного обеспечения, основное пространственное разрешение улучшается с меньшим фокусным пятном. Размер и качество детекторов напрямую влияют на пространственное разрешение. Миниатюризация детекторов ограничена необходимостью гораздо более высоких токов трубки для компенсации повышенного шума изображения. Другими важными характеристиками детектора являются мертвое пространство по сравнению с необходимостью ограничения перекрестных помех между элементами детектора. Количество проекций на один оборот напрямую связано с качеством изображения и пространственным разрешением, но ограничено скоростью вращения и временем, которое требуется детекторам для «восстановления» и подготовки к следующему измерению (послесвечение). Современные компьютерные томографы имеют фундаментальное пространственное разрешение in vitro в диапазоне от 0,3 до 0,6 мм во всех трех измерениях.

                  Тип реконструкции и использование ядер фильтрации также влияют на пространственное разрешение. Четкое ядро ​​с усилением краев улучшит различение структур (пока шум находится в допустимых пределах), в то время как более сглаженные ядра в некоторой степени уменьшат пространственное разрешение. Поскольку размеры матрицы обычно фиксированы (512 × 512 для визуализации сердца), выбор небольшой области для реконструкции изображения (поля зрения) уменьшит размер элементов изображения в плоскости (пикселей). Путем реконструкции тонких срезов с еще более коротким продольным интервалом (перекрытием) можно уменьшить толщину элементов изображения (вокселей). Хотя технически возможно создавать очень маленькие воксели (0,1 × 0,1 × 0,1 мм), уменьшение размера вокселя ниже основного разрешения сканера, как правило, не улучшает качество изображения. Было проведено сравнение с функцией масштабирования цифровых камер, где оптический зум относится к основному пространственному разрешению, а размер вокселя относится к цифровому зуму. Последний увеличивает изображение с помощью интерполяции, но без добавления информационных данных, которые позволили бы выявить дополнительные детали.

                  Ультразвуковая томография

                  9.3.5.1 Пространственное разрешение

                  Пространственное разрешение определяется размером неоднородностей, которые могут быть обнаружены, и точностью пространственных результатов в реконструированном пикселизированном изображении. Поскольку системы ультразвуковой томографии работают на предпосылке, что на границе раздела преобладает отражение (ka ≫ 1), можно рассчитать размер наименьшего рассеивающего объекта, который можно обнаружить. Предполагая, что передаваемый импульс составляет 2 МГц, а жидкость представляет собой воду при температуре 25 °C, длина волны акустической волны будет приблизительно равна 0,75 мм. Для работы в длинноволновом пределе рассеивающие объекты должны иметь радиус примерно 1 мм или больше. Увеличение частоты передачи даст возможность обнаруживать более мелкие неоднородности без учета рассеяния, но это достигается за счет увеличения затухания сигнала.

                  Для дальнейшего обсуждения и методов расчета пространственного разрешения систем ультразвуковой томографии читатель может обратиться к Xu and Xu (1998) и Yang et al. (1999) . Сюй и Сюй (1998 г.) обнаружили, что их система ультразвуковой томографии имеет пространственное разрешение, равное 1 % от площади поперечного сечения, и подчеркнули тот факт, что пространственное разрешение неодинаково в разных радиальных точках этой круглой области.

                  Оценка ишемической болезни сердца с помощью коронарной компьютерной томографической ангиографии

                  Мина М. Бенджамин , . Марк Г. Раббат , «Визуализация сердечно-сосудистых и коронарных артерий», 2022 г.

                  5.3 Пространственное разрешение

                  Для обеспечения хорошего качества диагностического изображения детекторы должны обладать несколькими характеристиками: точностью, динамическим диапазоном, стабильностью, однородностью, скоростью отклика, разрешением, геометрической эффективностью, квантовой эффективностью детектора и перекрестными помехами. Ядра фильтрации могут влиять на пространственное разрешение. Фильтры свертки применяются для уменьшения размытия, возникающего только при обратной проекции. Каждое ядро ​​свертки использует значение ближайших пикселей для создания отфильтрованного профиля. Существуют различные типы ядерных фильтров, которые можно условно разделить на стандартные, плавные и резкие. Тип фильтра определяет пространственное разрешение и уровень шума [45]. Итеративная реконструкция начинается с изображений, полученных из отфильтрованной обратной проекции, генерируются новые проекционные данные, которые сравниваются с исходными, затем производится коррекция шума. Этот процесс повторяется (т. е. итерируется) несколько раз. Было показано, что итеративная реконструкция очень полезна для снижения дозы облучения при сохранении хорошего качества изображения [46,47].

                  ИЗОБРАЖЕНИЕ | Гиперспектральная визуализация

                  М.Л. Хюбшман, . Х. Р. Гарнер, Энциклопедия современной оптики, 2005 г.

                  Пространственное разрешение

                  Пространственное разрешение решетчатого спектрографа Hyperspectral Imager определяется размером пикселей ПЗС-камеры в направлении y и увеличением системы микроскопа. Однако, в отличие от интерферометрической системы, пространственное разрешение в направлении x зависит от ширины щели спектрометра и увеличения системы микроскопа. Как и прежде, пусть размеры x- и y- пикселя ПЗС равны δx и δy, соответственно, а увеличение равно M. Пусть ws будет шириной щели спектрометра, и обратите внимание, что ширина щели всегда будет больше, чем несколько δx. Тогда пространственное разрешение в направлении y- снова равно 2δy/M, но пространственное разрешение в направлении x- направление теперь равно 2ws/M. Опять же, для ПЗС-пикселей размером 10 квадратных микрон, объединения двух пикселей в y-направлении и общего увеличения 60 разрешение y составляет 0,66 микрон, как и для интерферометрического метода. . Для ширины щели 50 микрон разрешение x- составляет 1,67 микрон, независимо от количества пикселей, объединенных в бины в направлении x-. Управляющее программное обеспечение перемещает столик на нужное количество шагов, чтобы свести к минимуму перекрытия или пропуски областей. Ширина щели может быть уменьшена, но с потерей пропускной способности или увеличением времени экспозиции. Управляющее программное обеспечение может компенсировать различное пространственное разрешение для отображения изображения в масштабе 1:1.

                  Наноразмерная термометрия для применения в гипертермии

                  Рафаэль Пиньол Карлос Д.С. Бритес Нуно Дж. Сильва Луис Д. Карлос Анхель Миллан, в Наноматериалы для магнитной и оптической гипертермии, 2019

                  6.3.4.3 Пространственное и временное разрешение

                  Пространственное разрешение термометра ( δx) представляет собой способность данной системы разрешать изменения температуры, происходящие в двух точках, разделенных определенным расстоянием, и определяется как минимальное расстояние между точками, представляющими разница температур выше δT [84] :

                  где ∇ → T max обозначает максимальный температурный градиент отображения. Для одномерного температурного профиля температурный градиент определяется выражением

                  По аналогии с пространственным разрешением, временное разрешение измерения (δt) – это минимальный интервал времени между измерениями, в которых разница температур превышает δT:

                  где | dT/dt |max – максимальное изменение температуры в единицу времени. Как временное, так и пространственное разрешение важны для оценки применимости термометра для динамических измерений температуры.

                  Позитронно-эмиссионная томография

                  П. Кнаапен, М. Любберинк, Advanced Cardiac Imaging, 2015 г.

                  4.2.4 Качество и точность изображения

                  Пространственное разрешение ПЭТ, то есть минимальная разница между двумя точечными источниками, необходимая для возможности различения их как отдельных источников на реконструированном ПЭТ-изображении, в основном зависит от трех факторов: размера элементов детектора; , энергия испускаемых позитронов и фильтрация, применяемая во время или после реконструкции изображения. Размер элементов детектора обычно составляет около 4 × 4 мм, что является наиболее важным вкладом в клинические сканеры. Толщина детекторов 2–3 см, необходимая для получения достаточной чувствительности обнаружения, приводит к неопределенности глубины взаимодействия фотонов и соответствующему ухудшению пространственного разрешения, увеличивающегося с расстоянием до центра поля зрения (рис. 4.7). Типичное пространственное разрешение изображений, полученных с помощью клинических сканеров, составляет около 6–7 мм.

                  < бр />

                  Рисунок 4.7. Влияние расстояния от центра поля зрения на пространственное разрешение. Эффективная ширина радиально смещенного от центра LOR (d′) намного больше, чем центральная LOR (d) из-за неопределенности глубины, на которой фотоны взаимодействуют с кристалл детектора.

                  Поскольку коллимация не требуется, чувствительность ПЭТ (количество полезных обнаруженных фотонов по отношению к количеству радиоактивности в сканере) на несколько порядков выше, чем у однофотонных изображений. Такая высокая чувствительность позволяет измерять распределение радиоактивности не только с высоким пространственным разрешением, но и с временным разрешением порядка секунд. Следовательно, с помощью ПЭТ можно измерить не только пространственное распределение, но и кинетику молекул, меченных позитрон-излучающими нуклидами.

                  См. также статью Ониши и др. в этом выпуске.

                  Введение

                  Среди различных преимуществ КТ ее высокое пространственное разрешение особенно выгодно при задачах визуализации, в которых целью являются мелкие анатомические и патологические структуры, такие как стеноз в стенте, узелки в легких, кальцификация коронарных артерий и височные кости. Пространственное разрешение при КТ зависит от нескольких факторов, включая размер фокусного пятна рентгеновского снимка, количество проекций за один оборот рентгеновской трубки, размер ячейки детектора и алгоритмы реконструкции. В идеале размер фокального пятна должен быть постоянно малым при любых условиях сканирования, но размер фокального пятна увеличивается по мере увеличения тока трубки из-за отталкивания электронов, что ухудшает пространственное разрешение. Граймс и др. (1) показали, что метод динамического управления фокусным пятном может уменьшить размытие фокусного пятна из-за увеличения тока трубки на одной модели компьютерного томографа. Другим способом повышения пространственного разрешения является улучшение дискретизации детекторных блоков за счет отклонения фокального пятна на аноде рентгеновской трубки в продольном и веерном направлении (2–4). Flohr et al (3) показали, что вставка танталовых сеток перед детекторами КТ может уменьшить эффективный размер детектора в изоцентре сканера почти наполовину как в продольном направлении, так и в направлении угла веера, так что пространственное разрешение еще больше повышается за счет летающих техника фокусного пятна. Однако при таком подходе существенно снижается эффективность дозы, поскольку примерно три четверти рентгеновских сигналов блокируются сетками (3). McCollough et al (5) показали, что только блокирование детекторов в направлении угла веера и использование метода деконволюции в продольном направлении в сочетании с итеративной реконструкцией может обеспечить сравнимое продольное разрешение и лучшую эффективность дозы, чем в исследовании Flohr et al (3). ). Было показано, что итеративная реконструкция, включающая моделирование системной оптики, улучшает пространственное разрешение высококонтрастных объектов, но влияние геометрического моделирования на пространственное разрешение все еще изучается (6).

                  Пространственное разрешение на КТ можно оценить качественно, особенно на клинических изображениях, на которых читатели оценивают размытие интересующих объектов. Подход к количественной оценке заключается в использовании фантома, состоящего из высококонтрастных сеток металлических линий с различной пространственной плотностью, измеряемой количеством пар линий на сантиметр.Пространственное разрешение измеряется по самой плотной сетке (т. е. по количеству пар линий на сантиметр), которая может быть разрешена в реконструированных изображениях. Другой количественный подход основан на передаточной функции модуляции. Ухудшение пространственного разрешения, вызванное различными обсуждаемыми здесь факторами, приводит к потере повышения контрастности объектов изображения (т. е. к размытию фона). Передаточная функция модуляции обеспечивает количественную зависимость снижения контраста объекта от его размеров. Размер объекта количественно определяется с помощью пространственной частоты с единицей пар линий на сантиметр. Например, 10 пар линий на сантиметр соответствуют размеру объекта 0,5 мм. Обычный способ описать ограничение пространственного разрешения метода визуализации с передаточной функцией модуляции состоит в том, чтобы найти значение пространственной частоты при определенном уровне потери контраста (например, 10%). Также необходимо указать ядро ​​​​реконструкции при сравнении значений передаточной функции модуляции, и справедливо сравнивать значения передаточной функции модуляции с использованием ядер, которые служат для аналогичных клинических задач. Например, шесть пар линий на сантиметр при 10 % при использовании стандартного ядра реконструкции тела не обязательно означают разрешение ниже, чем 14 пар линий на сантиметр при 10 % при использовании костного ядра, поскольку ядро ​​тела специально разработано для подавления высокочастотных сигналов (т. е. , уменьшите шум изображения), чтобы можно было лучше рассмотреть низкоконтрастные объекты, такие как поражения печени.

                  Более десяти лет физические размеры клинических КТ-детекторов оставались неизменными и составляли 0,5–0,625 мм в изоцентре сканера. В этом выпуске журнала Radiology Onishi et al (7) оценили рестеноз в стенте с помощью имеющегося в продаже клинического КТ-сканера с детекторами, интегрирующими энергию, размером 0,25 мм в изоцентре и размером фокального пятна в два раза меньше. обычный компьютерный томограф того же производителя. В одном фантомном эксперименте металлические сетки из 13 пар линий на сантиметр и 21 пары линий на сантиметр могут быть разрешены на КТ-сканере высокого пространственного разрешения (HSR) со стандартными ядрами тела и кости соответственно. Для сравнения, на обычном компьютерном томографе с ядрами тела и кости можно разрешить только 10 пар линий на сантиметр и 12 пар линий на сантиметр сетки соответственно. При использовании метода передаточной функции модуляции 10% передаточных функций модуляции с костным ядром составляли около 24,3 пар линий на сантиметр при КТ HSR и 12,5 пар линий на сантиметр при обычной КТ, что указывает на вдвое большее пространственное разрешение при КТ HSR, чем при обычной КТ. . При использовании стандартного ядра тела 10% передаточных функций модуляции составляли около 13 пар линий на сантиметр при HSR CT и восемь пар линий на сантиметр при обычном CT. Точность измерения стентового рестеноза оценивали по шести степеням стеноза в сочетании с двумя типами стентов с использованием фантомов сосудов. Средняя частота ошибок при измерении диаметра просвета при КТ HSR была примерно вдвое меньше, чем при обычной КТ.

                  Опасность уменьшения размера детектора для улучшения пространственного разрешения связана с уменьшением эффективности дозы облучения. Для детекторов с интеграцией энергии требуются перегородки между соседними ячейками детектора для устранения перекрестных помех, а отношение площади перегородки к общей площади панели детектора ограничивает эффективность дозы, поскольку рентгеновские сигналы, достигающие области перегородки, теряются. Если размер септ остается прежним, уменьшение размера детектора приводит к ухудшению эффективности дозы. В этом исследовании Onishi et al (7) заявили, что размер перегородки нового КТ-сканера также уменьшен, так что апертура эквивалентна апертуре обычного КТ. Подробное сравнение эффективности дозы между HSR CT и обычной CT заслуживает дальнейшего изучения.

                  Недавно был разработан прототип КТ всего тела с детекторами, считающими фотоны (8). Детекторы со счетом фотонов напрямую преобразуют рентгеновские фотоны в сигнал заряда облака для сбора данных, поэтому нет необходимости в перегородках. Следовательно, детекторы, считающие фотоны, могут быть меньше, чем детекторы, интегрирующие энергию, без ущерба для эффективности дозы. Несколько исследований (9) показали режим сканирования с размером детектора 0,25 мм в изоцентре с использованием прототипа компьютерного томографа со счетом фотонов. Несмотря на то, что это многообещающий метод, клиническое применение детекторов подсчета фотонов ограничено из-за ограничений наложения импульсов и разделения заряда (8), и, насколько нам известно, в настоящее время нет коммерчески доступных клинических систем подсчета фотонов CT.

                  При уменьшении вдвое размера пикселя изображения как в продольном, так и в плоскостном измерении шум изображения увеличится примерно в четыре раза, если только учитывать статистику обнаружения фотонов (10), что означает, что доза облучения должна быть увеличена в разы. из 16, чтобы поддерживать шум на том же уровне, что и исходный размер пикселя. Одним из способов уменьшения так называемого штрафа за дозу является применение методов реконструкции с шумоподавлением.В Onishi et al (7) при одинаковой дозе облучения шум изображения увеличился в 2,5 раза при ВСР КТ по ​​сравнению с традиционной КТ за счет применения алгоритма итеративной реконструкции к изображениям, полученным как при ВСР КТ, так и при обычной КТ. При уменьшении размера детектора необходимо тщательно учитывать компромисс между шумом изображения и пространственным разрешением для нужд клинических приложений. Тем не менее, некоторые исследования (9) показали, что уменьшенный размер детектора при КТ улучшает выборку высокочастотного шума, что позволяет уменьшить наложение шумов. Вполне возможно, что если реконструировать изображения с обычным разрешением 0,5–0,6 мм, ВСР КТ с детекторами 0,25 мм может генерировать изображения с меньшим уровнем шума, чем изображения, получаемые при традиционной КТ с детекторами 0,5 мм, при той же дозе облучения. Это может быть еще одним преимуществом уменьшения размера детектора на КТ в дополнение к улучшению пространственного разрешения.

                  Для достижения общего более высокого пространственного разрешения с уменьшенным размером детектора размер фокусного пятна должен быть соответственно уменьшен, как показано Ониши и его коллегами (7). Для поддержания небольшого размера фокусного пятна ток трубки может быть ограничен (1). В клинических приложениях, требующих большого выходного сигнала трубки (например, большого размера пациента), можно столкнуться с компромиссом между высоким пространственным разрешением и приемлемым шумом изображения. Одним из альтернативных способов решения этого парадокса является снижение скорости сканирования (то есть увеличение времени вращения или уменьшение шага), чтобы для проекционного изображения требовался меньший ток в трубке, но это может пожертвовать временным разрешением КТ.

                  Размер матрицы изображения 512 × 512 был стандартом почти для всех клинических приложений КТ. Благодаря улучшенному пространственному разрешению в исследовании Onishi et al (7) стали доступны матрицы большего размера (1024 × 1024, 2048 × 2048), поэтому для поддержки задач визуализации HSR используется достаточно малый размер пикселя изображения. Однако рентгенологам может потребоваться адаптироваться к другому внешнему виду матрицы изображений большего размера. Поддержка специалистов по информационным технологиям также необходима для надежной передачи, обработки, отображения и хранения этих больших изображений.

                  Хотя субъективные оценки качества изображения стента в целом были выше при КТ с ВСР, чем при традиционной КТ, Onishi et al (7) не обнаружили статистически значимых различий в диагностической точности стеноза. Это может быть связано с небольшим количеством образцов сосудов. Необходимы дополнительные клинически значимые исследования для дальнейшего обоснования ценности этой технологии HSR.

                  Этот компьютерный томограф HSR является многообещающим техническим прорывом и может открыть двери для большего количества клинических приложений, которые могут выиграть от улучшенного пространственного разрешения. Однако с прогрессом в улучшении пространственного разрешения КТ возникают вопросы: что является самым слабым звеном во всей цепочке визуализации? Какую цену с точки зрения эффективности дозы облучения и скорости сканирования необходимо заплатить за дальнейшее повышение пространственного разрешения? Наконец, необходимо тщательно оценить компромисс между клиническими преимуществами улучшенного пространственного разрешения и связанными с этим затратами.

                  Раскрытие информации о конфликте интересов: J.W. не раскрывает соответствующих отношений. Д.Ф. Деятельность, связанная с настоящей статьей: отношения не раскрыты. Деятельность, не связанная с настоящей статьей: раскрыты денежные средства, выплаченные авторскому учреждению за грант от Сименс. Прочие отношения: соответствующие отношения не раскрыты.

                  Д.Ф. поддерживается грантами Siemens Healthineers.

                  Ссылки

                  История статьи

                  Получено: 14 мая 2018 г.
                  Запрошена редакция: 16 мая 2018 г.
                  Получена редакция: 18 мая 2018 г.
                  Принято: 18 мая 2018 г.
                  Опубликовано онлайн: 26 июня 2018 г.
                  >Опубликовано в печати: октябрь 2018 г.

                  Требуется разрешение для различать объекты

                  Разрешение, необходимое для различения объектов

                  Разрешение — это мера того, насколько далеко друг от друга должны находиться два объекта, чтобы их можно было увидеть на изображении как отдельные детали. Чтобы два объекта воспринимались как отдельные, детекторы должны определять промежуток между ними.

                  Разрешение измеряется количеством пар линий на сантиметр (лп/см), т. е. количеством пар линий, которые можно отобразить как отдельные структуры в пределах одного сантиметра.

                  Типы разрешения

                  Типы разрешения

                  При компьютерной томографии существует два типа разрешения:

                  • Трансаксиальное разрешение (7 пар линий/см)
                    • Аксиально поперек пациента
                    • Вдоль длины пациента в направлении Z

                    Трансаксиальное разрешение

                    Минимальное трансаксиальное разрешение определяется фактическим размером детектора, однако его часто называют «эффективной шириной детектора» в изоцентре сканера (центр отверстия сканера). «Эффективная ширина детектора» и фактический размер детектора немного отличаются из-за расходимости луча. Чем меньше «эффективная ширина детектора», тем выше разрешение.

                    На трансаксиальное разрешение влияют факторы сканера (аппаратного обеспечения) или параметры сканирования и реконструкции.

                    Коэффициенты сканирования

                    1. Фокусное место
                    • Размер
                      • Меньшие фокусные пятна обеспечивают более высокое разрешение, но максимальный ток в мА ограничен во избежание повреждения анода.
                      • Обычно на компьютерных томографах доступны два размера фокусного пятна, например:
                        • Точное = 0,7 мм
                        • Широкий = 1,2 мм
                        • Плавающее фокусное пятно: положение фокусного пятна быстро меняется в трансаксиальной плоскости и/или по оси Z. Каждое положение фокального пятна увеличивает количество выбранных проекций и улучшает пространственное разрешение. Например, если положение фокального пятна перемещается в плоскости X–Y, разрешение в плоскости увеличивается.
                        • Расстояние до фокусного расстояния (FDD)
                        • Расстояние фокус-изоцентр (FID)
                        2. Размер детектора

                        Меньшие детекторы обеспечивают более высокое разрешение, но большее количество детекторов в области также означает большее количество разделов (мертвое пространство) и снижение общей эффективности обнаружения.

                        3. Свойства конструкции детектора

                        Смещение детектора четверти луча: центр массива детекторов смещен от центра вращения на одну четверть ширины отдельного детектора. Когда гентри поворачивается на 180°, центр массива детекторов теперь смещается на половину ширины детектора, что дает чередующиеся образцы пациента.

                        Квартальное смещение

                        Смещение на четверть

                        Читайте также: