Дипломная работа

от 20 дней
от 7 499 рублей

Курсовая работа

от 10 дней
от 1 499 рублей

Реферат

от 3 дней
от 529 рублей

Контрольная работа

от 3 дней
от 79 рублей
за задачу

Билеты к экзаменам

от 5 дней
от 89 рублей

 

Реферат Методы компьютерной томографии - Физика

  • Тема: Методы компьютерной томографии
  • Автор: Максим
  • Тип работы: Реферат
  • Предмет: Физика
  • Страниц: 14
  • ВУЗ, город: КГЭИ
  • Цена(руб.): 500 рублей

altText

Выдержка

сокочастотную катушку, которая одновременно является и приёмником сигнала релаксации. С помощью специальных катушек накладывают дополнительное градиентное магнитное поле, которое служит для кодирования ЯМР - сигналов от пациента.
Существует ряд способов получения ЯМР – томограмм. Их различие заключается в порядке и характере генерации радиочастотных импульсов, методах анализа ЯМР – сигналов. Наибольшее распространение имеют два способа: спин – решётчатый (анализируют главным образом Т1) и спин – эховый (Т2).






Рис 1. Магнитно – резонансный томограф
Для того, чтобы получить изображение определённого слоя тканей, градиенты поля вращают вокруг больного. Фактически осуществляется сканирование тела человека.
Характер МР – изображения определяется тремя факторами: плотностью протонов (т.е. концентрацией ядер водорода), временем спин – решётчатой релаксации Т1 и временем спин – спиновой релаксации Т2. При этом основной вклад в создание изображения вносит анализ времени релаксации, а не протонной плотности.
Среди множества методов ЯМР – томографии можно также выделить следующие.
1. Точечные методы. Предназначены для регистрации сигнала от единственной точки в образце. В методе чувствительной точки используется три ортогональных градиентных поля, которые изменяются таким образом, что их воздействию подвергается лишь одна чувствительная точка образца. Положение этой точки можно перемещать электронными средствами и регистрировать таким образом изображение. Два других метода основаны на изменении поля В0 таким образом, чтобы сделать однородным лишь небольшой участок образца. При этом большая часть образца будет находиться в неоднородном магнитном поле и давать сигналы с широким спектром, тогда как сигналы из определённой области будут иметь узкую спектральную линию.
2. Метод двумерной фурье – визуализации. В отличие от метода проекций здесь считывающий градиент поддерживается постоянным, а третью координату получают путём фазового кодирования.
3. Методы линейного сканирования. В этих методах импульс селективного возбуждения прикладывается при наличии z – градиента поля, так что происходит насыщение всех спинов в образце, кроме спинов, лежащих в перпендикулярной к оси z плоскости. Затем следует импульс селективного возбуждения при наличии y – градиента, который возбуждает спины лишь тех ядер, которые лежат на линии пересечения двух плоскостей.
Методы быстрой визуализации.
Наиболее широко в коммерческой аппаратуре ЯМР – томографии для получения изменяющихся во времени изображений сердца применяют методы синхронизации по сигналу ЭКГ.
5. Методы объёмной визуализации. Информацию от объёма получают путём построения набора либо соприкасающихся, либо разделённых плоскостей.
6. Визуализация магнитной восприимчивости. Измеряется зависимость изменения фазы вследствие различий в локальных полях магнитного поля.
7. Визуализация по химическому сдвигу. Метод основан на регистрации изображения распределения интересующих ядер.
Артефакты ЯМР – изображения.
гиббсовы осцилляции (кольцевые ореолы вблизи высококонтрастных переходов в изображении); их амплитуда зависит от характеристик фильтра, используемого при обработке изображений;
химический сдвиг обуславливает размытое изображение;
дыхательные движения;
захват информации из другой плоскости сечения.
Артефакты, связанные с химическим сдвигом, проявляются в направлении считывания. Так как вода и жир содержат протоны, которые находятся в различной химической среде и имеют резонансы на несколько отличающихся частотах, сигналы от воды и жира в одной и той же точке изображения будут смещены друг относительно друга. Так как разность этих частот увеличивается с ростом напряжённости магнитного поля, указанный эффект становится заметным в системах с сильным магнитным полем. Эффект ослабления особенно ярко проявляется там, где велики поверхности раздела вода/жир и вызывает образование тёмных областей на изображении объекта в тех метах, где сигнал отсутствует и, наоборот, областей с высокой интенсивностью на другой стороне, где сигналы от воды и жира накладываются друг на друга.
Метод ЯМР – томографии обладает очень малым быстродействием. К причине длительного сканирования относится большое Т1 биотканей. Это обуславливает паузу около 1 с при переходе от одной траектории сбора данных к другой, в результате для получения, например, 120 проекций требуется не менее 2 мин.

4. УЛЬТРАЗВУКОВАЯ КОМПЬЮТЕРНАЯ ТОМОГРАФИЯ
Цель ультразвуковой томографии заключается в получении двумерных представлений различных акустических параметров среды для поперечных сечений объекта. Так как в качестве просвечивающего излучения используется ультразвук, то получаемая информация отражает те явления, которые возникают при его взаимодействии с веществом анализируемого объекта. Среди этих взаимодействий следует отметить: поглощение, рассеяние (рэлеевское и стохастическое), преломление, нелинейное взаимодействие, изменение скорости распространения, доплеровский сдвиг частоты, вызванный возможным движением различных частей объекта. Всё это может быть использовано для различения тканей и построения соответствующих изображений. Ультразвуковая КТ применяется в основном для исследования частей человеческого тела, не содержащих твёрдых тканей.
Рэлеевское рассеяние ультразвука возникает в крови и клетках мягких тканей. Интенсивность его очень слаба и пропорциональна четвёртой степени частоты ультразвука. Область стохастического рассеяния чрезвычайно анизотропная, и интерференционное рассеяние волн приводит к флуктуациям энергии рассеянного поля порядка 20 – 30 Дб в зависимости от угла, ориентации и частоты. Это рассеяние оказывает влияние на отражение ультразвука от границ раздела, т.е. от шероховатых поверхностей.
Ультразвук распространяется достаточно медленно, поэтому при характерных размерах органов в теле легко измерять соответствующие времена распространения, что позволяет использовать эхо - импульсные методы для формирования акустических изображений. С другой стороны, скорость УЗ волн достаточно велика для того, чтобы накопить и реконструировать всю информацию в виде полного кадра изображения за 80 мс. Другими словами, появляется возможность наблюдать в динамике движение элементов, например, сокращение сердца.
УЗ волны когерентны и структура формируемого изображения в значительной степени определяется интерференционными эффектами. В отличие от приёмников лазерного света, УЗ приёмники чувствительны к амплитуде. Поэтому в результате суммирования сигналов на неплоской поверхности волнового фронта в принятом сигнале могут наблюдаться флуктуации, связанные с интерференцией когерентных составляющих.
В медицинской УЗ томографии применяется диапазон частот от 0.8 МГц до 15 МГц.
Основная причина искажения акустического канала – частотная зависимость затухания. Избирательное затухание на высших частотах приводит к уширению пучка и длительности импульса.
Интерференция когерентных волн, рассеянных однородной средой, в которой отсутствует разрешаемая структура, приводит к случайным флуктуациям амплитуды принимаемых сигналов (спекл). Спекл – структура визуально воспринимается как шум или помеха. Если в пределах элемента разрешения какого-либо однородного участка объекта существует большое число рассеивателей, то яркость акустического изображения такого участка будет промодулированна по пространству случайным образом.
Основные особенности ультразвуковой томографии проявляются в том, что на практике весьма редко встречаются ситуации, когда ультразвук распространяется по прямым линиям. В результате получаемые в процессе томографического исследования данные весьма отдалённо похожи на радоновские образы, и они требуют дополнительной обработки с учётом таких явлений, как рефракция (отклонение на границах раздела между тканями с различными показателями преломления) и дифракция.
Для получения двумерного томографического изображения применяют простое и сложное сканирование объектов. Простое сканирование осуществляют либо линейным перемещением УЗ - сканера, либо веерным перемещением источника и приёмника ультразвука. Под сложным сканированием понимается способ наложения нескольких изображений друг на друга, полученных при простом сканировании с целью формирования суммарного изображения. Недостатком такого сканирования является сужение поля зрения вблизи кожи, однако обеспечивается широкий обзор на большой глубине.

Простое линейное сканирование



Простое секторное сканирование


При сложном сканировании конечное изображение синтезируется путём усреднения множества отдельных изображений, получаемых для одной и той же области объекта при различных условиях. В результате усредняется спекл – структура и увеличивается отношение сигнал/шум. Набор синтезируемых изображений можно получить, изменяя частоту излучения, пространственные координаты или относительную ориентацию. Однако все эти операции приводят ухудшению пространственного разрешения томограммы. Рабочую частоту выбирают исходя из требований оптимального соотношения между пространственным разрешением и глубиной проникновения ультразвука (3 – 5 МГц).

5. ОПТИЧЕСКАЯ КОМПЬЮТЕРНАЯ ТОМОГРАФИЯ
С помощью методов оптической томографии может быть получена информация о распределении показателя преломления внутри достаточно прозрачного объекта, а также сформировано качественное оптическое изображение без соответствующей оптической системы. Информация о показателе преломления кодируется в фазовом распределении когерентного светового сигнала, проходящего через исследуемый объект. Информация об оптическом изображении кодируется в значениях амплитуды и доплеровских скоростях.
Так как показатель преломления кодируется в фазовом распределении, то, следовательно, для его визуализации необходимо прежде всего измерить это распределение. Для этого используется когерентное световое излучение, обычно генерируемое лазером, а регистрация осуществляется по голографической схеме. Результатом измерений здесь будет интерферограмма (голограмма) прошедшего и не прошедшего лучей через исследуемый объект. Обработка голограммы проводится в ЭВМ, где и выделяется искомое фазовое распределение. При определённых условиях значение фазы в каждой точке интерферограммы пропорционально лучевому интегралу от показателя преломления.


ЛИТЕРАТУРА
1. Линденбратен Л.Д., Королюк И.П. Медицинская радиология рентгенология. М.: Медицина, 1993.
2. Тихонов А.Н., Арсенин В.Я., Тимонов А.А. Математические задачи компьютерной томографии. М.: Наука, 1987, 160с.
3. Троицкий И.Н. Компьютерная томография. М.: Знание, 1988, 64с.
4. Физика визуализации изображений в медицине (под ред. Уэбба С.). М.: Мир, 1991, 1т., 2т.






 

ПРИНИМАЕМ К ОПЛАТЕ