Основные формулы по физике для цт: Формулы по физике с пояснениями 7-11 класс

Учебные материалы – Физика и Математика – Теория, тесты, формулы и задачи

В этом разделе сайта представлены необходимые для успешной подготовки к ЦТ и ЕГЭ по физике и математике учебные материалы, а именно: задачи и теория по всем темам школьной физики и математики, справочники по физике и математике, дополнительные задачники и учебники по физике и математике и другое. Представлены сведения и по высшей математике, а также материалы для тех, кто хочет поступить в польский ВУЗ. Выполнив все задания по физике и математике, вошедшие в приведенные здесь основные учебные материалы, можно успешно подготовится и сдать ЦТ или ЕГЭ. По приведенным здесь теории и задачам возможно самостоятельное онлайн обучение физике и математике. Все учебные материалы распределены по нескольким категориям, список категорий смотрите ниже.

---

Математика Кол-во материалов:  18

Математика – один из основных школьных предметов. Математика формирует базис для изучения других предметов в школе, таких как физика и химия.

Также математика очень важна и после поступления в университет, она широко используется в огромном классе университетских дисциплин на многих специальностях, от экономических до инженерных и научных. В этом разделе размещены учебные материалы по математике необходимые для успешной подготовки к ЦТ и ЕГЭ. Учебные материалы по математике включают: теорию и задачи по всем темам школьной математики, а также справочники, дополнительные задачники и учебники по математике. По приведенным здесь учебным материалам по математике возможна самостоятельная онлайн подготовка к ЦТ и ЕГЭ. Для успешной подготовки к экзаменам и обучения математике обязательно нужно изучить все темы школьной программы по математике приведенные здесь, выучить теорию и формулы, и в полном объеме выполнить приведенные задания по математике.

---

Физика  Кол-во материалов:  17

Физика – один из основных школьных предметов. Физика изучает и описывает процессы происходящие в окружающем нас мире и потому она очень интересна.  Также физика очень важна и после поступления в университет, навыки полученные при изучении физики широко используются в огромном классе университетских дисциплин на многих специальностях, от инженерных и научных до архитектурных и IT специальностей. В этом разделе размещены учебные материалы по физике необходимые для успешной подготовки к

ЦТ и ЕГЭ. Учебные материалы по физике включают: теорию и задачи по всем темам школьной физики, а также справочники, дополнительные задачники и учебники по физике. По приведенным здесь учебным материалам по физике возможна самостоятельная онлайн подготовка к ЦТ и ЕГЭ. Для успешной подготовки к экзаменам и обучения физике обязательно нужно изучить все темы школьной программы по физике приведенные здесь, выучить теорию и формулы, и в полном объеме выполнить приведенные задания по физике.

---

Высшая математика один из основных университетских предметов. Она часто вызывает большие сложности у только поступивших первокурсников.

Чтобы помочь им разобраться в Высшей математике и получить хорошие текущие и итоговые оценки в этом разделе собраны следующие учебные материалы: теория, задачи, формулы, справочники, учебники и задачники по Высшей математике. По приведенным здесь учебным материалам возможно самостоятельное изучение Высшей математики.

Сайт агентства туроператора

Культурное наследие мира

Путешествуйте с нами!

Главная Достопримечательности Города Абхазия Курорты Новости

ИГУАНА | КУБА / CUBA – туры на Кубу, Варадеро, Гавана: аренда дома, авто, экскурсии, курорты, отели, отдых, пляжи, дайвинг, советы ⏰ 2021-04-15

ИГУАНА                     Кубинские игуаны, эти великолепные доисторические драконы, имеют длинный, прямой хвост, короткие и мощные ноги с острыми когтями, большую складку  кожи на.

..Подробнее

Лучшие курорты Кипра ⏰ 2023-01-27

…Подробнее

Зимние горнолыжные курорты ⏰ 2020-01-27

Зимние горнолыжные курорты разной степени популярности и престижа расположились в разных уголках мира. Самыми посещаемыми по-прежнему остаются Альпы, Пиренеи, курорты Польши, Карпаты. Существуют зимние лыжные курорты в…Подробнее

Горнолыжные курорты Андорры ⏰ 2019-02-10

Андорра – страна Пиренеев — маленькое государство нашей планеты, которое ежегодно посещают больше десяти миллионов туристов. Чем же привлекает путешественников эта крошечная европейская страна?  Страна Андорра , расположившаяся…Подробнее

Туры в Австрию из Украины – горнолыжные курорты в Австрии ⏰ 2019-01-28

В Центральной Европе расположилась маленькая Австрия с ее горнолыжными и бальнеологическими курортами, озерами, заповедниками. Купить тур в Австрию – значит побывать в самой красивой  европейской стране. Погода, природа Большую…Подробнее

Туры в Австрию. Туры в Вену, Баден и другие лечебные курорты Австрии ⏰ 2019-01-28

Опубликовано: 19.10.2017 Поездка в Австрию – событие само по себе чудесное! Прогулки по альпийским лугам, купание и рыбалка в альпийских озерах, отдых и лечение на курортах Австрии , катание на горных лыжах, отдых в горах Австрии…Подробнее

Лучшие пляжи и курорты мира. Море. Пляжи. Острова. ⏰ 2019-01-28

Этот красивый пляж находится на западном побережье острова Крит. Чистейшее море и хороший песочек обеспечивают туристам, прибывающих сюда на своих авто, отличный отдых. К слову, пляж довольно известен и включен в популярные…Подробнее

Отдых и лечение в Сербии — термальные курорты и санатории Сербии, цены на 2016 г ⏰ 2019-01-28

Сербия – это небольшое государство юго-восточной Европы, находящееся в центральной части Балканского полуострова.   Этой край целебных минеральных источников, памятников древнего зодчества, экологически чистых виноградных…Подробнее

Лечение во Франции — лечебные курорты и санатории Франции ⏰ 2019-01-28

Многочисленные и разнообразные по качеству и стоимости услуг Институты талассотерапии расположены как на Средиземноморском побережье, так и на Атлантике, в Бретани и Нормандии (менее жаркий климат океанского побережья…Подробнее

Лечение в Китае — термальные курорты и санатории ⏰ 2019-01-28

Мегаполисы Китая – Пекин, Шанхай, Гуанчжоу, Гонконг – внушают путешественникам смесь восхищения и ужаса. Колоссальные небоскребы, футуристические сооружения, огромные потоки людей на улицах, люминесцентные билборды,…Подробнее

Лучшие туры в город Самарканд

  Города, как люди, имеют свое неповторимое лицо, свое сердце, свой характер, свою жизнь. Но есть города, многовековая летопись которых воплощает историю многих народов и государств,

Амстердам достопримечательности улица красных фонарей

Не удивительно, что много раз упоминалось насколько название «улица красных фонарей» звучит странно по отношению к району, которым в действительности она является. Но, как ни странно, это правда,

Добавить комментарий

Наверх

Процедуры создания КТ-изображения — StatPearls

Понимание процесса создания КТ-изображения предполагает понимание как аппаратного, так и программного обеспечения. Поэтому аппаратные элементы обсуждаются в первую очередь.

Компоненты КТ-сканера  

КТ-сканеры создают изображения с помощью серии рентгеновских лучей, генерируемых трубкой, которая быстро вращается вокруг исследуемого объекта. Рентгеновские лучи — это тип электромагнитной энергии, обладающий свойствами как частиц, так и волн, и уровень энергии между ультрафиолетовыми лучами и гамма-лучами в электромагнитном спектре. Оборудование для компьютерной томографии состоит из следующих блоков: 

• Таблица пациента

• . электрического тока. Высокое напряжение (20-150 кВ) определяет максимальную интенсивность рентгеновского излучения, которое может быть получено. Увеличение этого напряжения увеличивает разность электрических потенциалов между анодом и катодом. Подача низкого фиксированного напряжения (около 10 кВ) на катодную нить обеспечивает непрерывную эмиссию электронов посредством термоэлектронной реакции, которая обсуждается ниже.[3]

  Сканирующий модуль (гентри)  

  Сканирующий модуль, также известный как гентри, представляет собой структуру, которая содержит рентгеновскую трубку, экранирующие элементы и детекторы фотонов. Рентгеновская трубка и детекторы фотонов расположены лицом друг к другу и сконструированы таким образом, чтобы вращаться на 360 градусов в одном направлении вокруг пациента. Наклон гентри — это угол, образованный между плоскостью рентгеновской трубки и вертикальной плоскостью; во многих современных машинах угол наклона гентри находится в диапазоне от -25 градусов до +25 градусов. Наклон гентри может быть изменен оператором КТ в соответствии с целями исследования, например, для уменьшения артефактов изображения или улучшения способности медицинского работника проводить инвазивную процедуру под контролем КТ. Использование токосъемных колец в порталах обеспечивает непрерывные полные круговые движения внутренних элементов без запутывания внутренних цепей и кабелей. В гентри имеется место для стола и прохода пациента. КТ сначала была доступна только для визуализации головы, но в 1976 была разработана большая гентри, позволяющая сканировать все тело.

  Рентгеновская трубка  

  Рентгеновская трубка преобразует движущиеся электроны (то есть электричество) в фотоны с энергетическими свойствами (длина волны и амплитуда) рентгеновских лучей. Рентгеновская трубка состоит из узла катода, узла анода и ротора, которые все содержатся в оболочке трубки и вместе образуют структуру, называемую вставкой трубки. Все атомы газа в пространстве внутри оболочки трубки эвакуированы, образуя вакуум. [4] Рентгеновские трубки современных компьютерных томографов обычно снабжаются электрической мощностью 20-60 киловатт.

  Катодная нить рентгеновской трубки (часто сделанная из вольфрама) выбрасывает электроны, которые доставляются к ней посредством процесса, называемого термоэлектронной эмиссией. Ток от генератора рентгеновского излучения, проходящий через нить накала, выпаривает электроны.[5] Испускаемые электроны ускоряются за счет разности потенциалов (т. е. разности зарядов) между катодом и анодом по направлению к аноду (часто также сделанному из вольфрама). Чем выше напряжение, приложенное к этому процессу (часто от 80 до 140 кВ), тем сильнее источник ускоряет электроны. Когда электроны сталкиваются с фокальным пятном на аноде, они генерируют электромагнитное излучение с энергией рентгеновских лучей двумя способами:  

  • Характеристические рентгеновские лучи: они возникают, когда ускоренный свободный электрон сталкивается с ядром атома-мишени и выбрасывает один из электронов внутренней оболочки атома, который вылетает из атома в виде фотона. [6]

  • Тормозное (тормозное) рентгеновское излучение: Это происходит, когда ускоренный свободный электрон проходит через атом-мишень и его курс отклоняется соседними субатомными частицами, что приводит к потере его кинетической энергии. В соответствии с первым законом термодинамики энергия сохраняется, а кинетическая энергия, потерянная свободным электроном, приобретается другими соседними частицами, такими как электрон внешней оболочки в атоме катода. Слабосвязанный электрон внешней оболочки также может испускаться в виде фотона, обладающего энергетическими свойствами (т. е. перемещающегося с длиной волны и амплитудой) рентгеновского излучения.

  Размер фокусного пятна можно изменить в соответствии с желаемым разрешением изображения. Как правило, чем меньше фокусное расстояние, тем выше разрешение изображения. Процесс, описанный в генерации рентгеновских лучей, преобразует электрическую энергию в 99% тепла и только 1% фотонов. Чтобы поглотить это большое количество тепла, пространство между оболочкой трубы и корпусом трубы заполнено маслом для охлаждения и изоляции оборудования.

  Детекторы  

  Детектор фотонов (также называемый фотогальваническим элементом или просто детектором) поглощает и подсчитывает фотоны, генерируемые рентгеновской трубкой, проходящей через пациента. Детектор состоит из двух слоев; слой сцинтиллятора и прилив фотонов позже. Слой сцинтиллятора преобразует поглощенные рентгеновские фотоны в фотоны видимого света. Приливной слой фотонов преобразует фотоны света в электрические сигналы.

  КТ-сканеры первого поколения содержали только 2 детектора, что позволяло одновременно получать два изображения.[7] В сканерах второго поколения количество стационарных детекторов было увеличено до 30 детекторов, расположенных в один ряд с углом веера 10 градусов. Третье поколение представило гораздо больше (до 900) стационарных детекторов, расположенных в несколько рядов (называемых многорядными детекторами). Многорядные детекторы позволяли одновременно сканировать несколько срезов ткани одновременно, что сокращало время сканирования, обеспечивало более высокое разрешение и повышало эффективность использования мощности рентгеновской трубки. КТ-сканеры четвертого поколения содержат до 4500 стационарных детекторов, расположенных по кругу вокруг пациента.[8]

  Элементы защиты от рентгеновских лучей  

  Рентгеновские лучи, которые не проходят по прямому пути от рентгеновской трубки к детектору, который находится на одной линии с лучом, но вместо этого достигают детектора вне пути, мешают работе аппарата. способность восстановить точное представление о том, какой сигнал был получен из какого исходного местоположения. Это явление и другие типы неточностей в обработке изображений приводят к «шуму» изображения, который снижает контраст между визуализируемыми структурами, что является критическим элементом для поддержания качества изображения и обеспечения возможности интерпретации анатомии и патологии.

  Как и другие типы оборудования для визуализации, в котором используются рентгеновские лучи, компьютерные томографы содержат коллиматоры, представляющие собой материалы, способные поглощать низкоэнергетическую часть рентгеновского спектра. Эти материалы защищают (то есть уменьшают общее рентгеновское облучение) людей, находящихся поблизости во время сканирования, и уменьшают рассеянное излучение, тем самым уменьшая шум изображения. КТ-сканеры включают два типа коллиматоров: коллиматор источника (также называемый диафрагмой) и коллиматор детектора (также называемый сеткой). Диафрагма преобразует рентгеновские лучи, производимые рентгеновской трубкой, в форму луча. Несмотря на формирование сильно сфокусированного луча, когда рентгеновские фотоны проходят через пациента, атомы пациента отклоняют фотоны от их первоначального линейного курса и рассеивают их во всех направлениях. Сетка поглощает многие фотоны, отклоняющиеся от намеченного пути, до того, как они попадут в автономные детекторы, и может быть отправлена ​​​​для обработки изображения, где они будут мешать измерениям, полученным от встроенных фотонных лучей. Сетка также уменьшает количество фотонов, необходимых для создания изображения, тем самым косвенно снижая общую лучевую нагрузку на пациента.

  Стол пациента  

  Стол пациента перемещается через гентри во время сканирования. Расстояние, на которое перемещается стол во время полного оборота гентри, называется шагом стола или шагом детектора. Шаг стола равен перемещению стола вперед в миллиметрах (мм) за полный оборот гентри, деленному на коллимацию луча (толщина среза в мм). Более быстро движущиеся столы описываются как имеющие больший шаг. Повышенная скорость стола сокращает время сканирования и излучение, но также может снизить разрешение изображения, если схема машины не может обрабатывать информацию так же быстро, как перемещается стол.[9]% детекторов, умноженных на толщину среза в мм. Другими словами: BP равен перемещению стола вперед за каждый полный оборот гентри, деленному на ширину балки.

  Шаг больше 1 указывает на наличие пробела в сканируемом объеме, тогда как шаг меньше 1 указывает на перекрытие излучаемых полей в сканируемом объеме. Установка шага больше 1 сокращает время сканирования и дозу облучения, но также снижает разрешение изображения. Уменьшение шага увеличивает время сканирования и излучение, но также увеличивает разрешение. Низкий тон необходим для визуализации тонких структур или патологических изменений (таких как арахноидальное кровоизлияние, небольшие аневризмы или переломы без смещения).

  Поколения CT Systems  

  Как кратко упоминалось ранее, инженеры CT улучшили возможности машин с тех пор, как система первого поколения была разработана в Хаунсфилде. В таблице 1 приведены основные характеристики поколений CT.

  Стол

  Система КТ   Рентгеновская трубка и детектор, связанные движение/геометрия  

  0002 Обзор аппаратных функций  

  Генератор вырабатывает электрический ток, который проходит через рентгеновскую трубку и катодную проволочную нить. Ток передает свои электроны на нить. Разница в электрическом заряде между катодной нитью и анодом через вакуум притягивает электроны к аноду. Две различные реакции в аноде преобразуют 1% электронов, которые ударяют по нему, в фотоны рентгеновского излучения. Эти фотоны направляются через сканируемого пациента. Экранирующие элементы помогают уменьшить рассеянное излучение и уменьшить артефакты в получаемых изображениях. Движение стола через гентри позволяет выполнить полное сканирование нужной части пациента. Степень поглощения рентгеновского луча (также называемая ослаблением) различается в зависимости от плотности каждой анатомической структуры, через которую проходит луч. Детектор принимает фотоны рентгеновского излучения с различной интенсивностью энергии и преобразует их в фотоны видимого света, а затем в электрический сигнал. Электрический сигнал обрабатывается электронным усилителем и преобразуется из непрерывного (аналогового) сигнала в дискретный (цифровой) сигнал с помощью аналого-цифрового преобразователя.

  Для каждой плоскости фотонов, обнаруженных как прошедших через отображаемый объект, профиль ослабления (проекционное или теневое изображение) регистрируется детектором и передается в процессор изображений. Когда рентгеновская трубка и детектор немного поворачиваются во вторую плоскость, дальнейшее сканирование под новым углом создает вторую проекцию. Этот процесс повторяется до тех пор, пока желаемая часть объекта не будет отсканирована полностью.

  Программное преобразование данных в изображения  

  Цифровой сигнал хранится в виде битов и байтов на чипе процессора как постоянный, фиксированный, «исходный» набор данных, который содержит информацию о сканированной трехмерной структуре. Этими данными можно манипулировать с помощью математических алгоритмов для представления трехмерной структуры различными способами в виде различных типов изображений. Математика этих манипуляций сложна и будет описана лишь кратко в поверхностных терминах. Как правило, формулы применяются для преобразования данных из исходных эталонных значений (определяемых в процессе, описанном в предыдущем разделе) в новые значения с использованием другого эталона, процесс, который можно назвать «преобразованием». Когда исходные значения байтов, представляющие интенсивность фотонов (и плотность сканируемого объекта), умножаются на линейный коэффициент, этот процесс называется «линейным преобразованием».

  Изображения отображаются на пленке или на экране электрического монитора. Экраны электрических мониторов состоят из матрицы, разделенной на квадраты, называемые пикселями. Каждый пиксель на экране представляет собой двумерную проекцию трехмерного объема, называемого вокселем. Каждому вокселю и пикселю присваивается номер, отражающий количество энергии фотонов, поглощенной и измеренной детектором, что отражает плотность объекта, занимавшего это пространство во время сканирования. Чем больше присвоенное число, тем больше яркость отображаемого пикселя (и больше плотность вещества, заполнявшего пространство в реальной жизни).

  Единицы Хаунсфилда  

  Физическая плотность ткани пропорциональна ослаблению фотонов (поглощению фотонов). Детекторы КТ измеряют степень ослабления фотонов сканируемыми тканями (т. е. их плотность), а процессор изображений, хранящий данные в виде байтов, преобразует эти значения, чтобы отображаемые пиксели имели пропорционально назначенную яркость пикселей. Формула для этого расчета для преобразования байтовых данных в диапазон из 5000 значений используется во всем мире.[10][11]

  Диапазон значений весов назван в честь Хаунсфилда; каждое значение на шкале называется единицей Хаунсфилда (HU). Плотностям различных веществ были присвоены относительные значения, которые называются коэффициентами затухания. Плотность веществ в пациенте (как естественных тканях, так и любых медицинских имплантатах) и вокруг него рассчитывают на основе линейного преобразования измеренных коэффициентов ослабления рентгеновского излучения.[12] Это преобразование основано на стандартном измерении плотности двух веществ: дистиллированной воды (устанавливается как 0 HU) и воздуха (устанавливается как -1000 HU) при температуре 0 градусов Цельсия и давлении 10 Па.[13] HU для различных сканированных тканей рассчитываются по следующему уравнению:

  • HU = 1000 X (ткань μ – вода μ)/вода μ, где μ — линейный коэффициент затухания .[14] Интерпретация клинических изображений часто зависит от оценки HU структуры, такой как дифференциация сосудистых поражений (которые плотные при заполнении контрастом) от несосудистых поражений и различение острого кровоизлияния (которое является плотным) от неострой кровоизлияния или других веществ. В разных публикациях определяются разные диапазоны для определенных тканей и веществ, например: 

    • Жир (например, сальник и подкожный жир) с HU от -40 до -100,

    • Мягкие ткани (такие как мышцы и сухожилия) с HU от 40 до 80 и кости

    • Кортикальный ( например, в длинных костях или черепе) с HU от 400 до 1000.[15]

    Дополнительные факторы, относящиеся к просмотру КТ-изображений  

    Окно изображения  

    Хотя значения HU на КТ-изображениях выражаются в оптимальной шкале с 5000 единицами, человеческий глаз может различать намного меньше оттенков серого в серых тонах. [16] Отображаемую яркость и контрастность оттенков серого можно изменить, уменьшив или увеличив количество включенных единиц Хаунсфилда (называемых «окном») и/или значение единицы Хаунсфилда, которое устанавливается в качестве центрального/среднего значения (называемого «уровнем»). Человек, просматривающий изображение, может вручную настроить эти параметры с помощью мыши, взаимодействующей с программным обеспечением для работы с изображениями. Настройка того, что видно на изображении, на основе настройки видимого HU таким образом называется «окно» или «изменение окна».

    Ширина окна определяет контраст изображения. Чем больше ширина, тем меньше контраст. Ширина окна представляет собой диапазон HU, включенных в изображение. Узкое окно (50-350 HU) подходит для исследования конструкций с близкими значениями затухания. Широкое окно (400-2000 HU) подходит для исследования структур с самыми разными значениями затухания. Например, структуры грудной клетки лучше всего просматривать через широкое окно, которое одновременно демонстрирует признаки низкого затухания в легких и высокого затухания кости в грудной стенке.

    Уровень окна определяет яркость изображения. Чем больше уровень, тем больше яркость. Установка уровня окна определяет центральное или среднее значение серого для диапазона HU, отображаемого на изображении. Чем выше уровень окна, тем выше яркость изображения и наоборот. Идеальная визуализация различных тканей (например, головного мозга по сравнению с субарахноидальным пространством, скальпом или пазухами) также зависит от уровня окна.

    Переформатирование изображения (многоплоскостное преобразование или MPR)  

    Помимо поперечных срезов, коронарные, сагиттальные и другие (косые) плоскости срезов могут быть реконструированы из исходных трехмерных объемных данных с помощью MPR.[17][18][19] Поперечная (аксиальная) плоскость является традиционной плоскостью для просмотра КТ-изображений, по крайней мере частично, потому что она позволяет анализировать симметрию и потому что анатомические структуры, которые имеют отношение друг к другу (такие как печень, поджелудочная железа, желчный пузырь и желчные протоки), склонны быть более сгруппированными и, скорее всего, появляться одновременно на изображении в поперечной плоскости. Однако просмотр других изображений с использованием плоскостей может быть предпочтительным для определенных типов оценки. Например, сагиттальная плоскость идеальна для визуализации средней линии и других продольных структур, таких как позвоночник, матка и гипофиз. Коронарная плоскость идеальна, когда важна оценка симметрии для просмотра продольно ориентированных структур, таких как длинные кости, легкие и некоторые извилины головного мозга. Некоторые больницы не используют MPR на всех КТ, чтобы сэкономить деньги на хранении данных. Однако MPR позволяет:

    • Улучшенная визуализация опорно-двигательного аппарата для оценки конфигурации перелома и хрящей, связок, сухожилий, которые стабилизируют суставы, проходящие косо.[17]

    • Лучшая визуализация криволинейных структур, таких как аппендикс и

    • Лучшая оценка того, являются ли возможные результаты реальными результатами или артефактами изображения.

    Реконструкция/рендеринг изображения  

    Процессор изображения может извлекать и обрабатывать сохраненные данные для каждого возможного воксела, как определено программным обеспечением для обработки изображений. Количество вокселей, используемых для создания изображения, может быть изменено по желанию для представления отображаемых тканей с различным разрешением; чем больше количество используемых вокселей, тем выше разрешение изображения. Ряд вокселей, который образует линию от одной стороны изображаемого пространства к другой, называется линейным профилем затухания. В памяти компьютера хранится уникальный профиль линейного затухания для каждого угла, под которым сканировался исследуемый объект, который можно преобразовать в новый набор данных новых профилей затухания.

    В отличие от переформатирования изображения, когда процессор изображения отображает исходный набор данных в разных плоскостях, реконструкция изображения означает, что программное обеспечение процессора применяет одно или несколько математических преобразований для преобразования линейных профилей из исходного набора данных в новый набор данных. . Реконструкция, называемая простой обратной проекцией, суммирует все профили затухания отображаемого объекта вместе. Этот процесс обычно приводит к размытому изображению. Чтобы повысить резкость изображения, используется процесс, называемый сверткой, который применяет математически выведенный алгоритм для фильтрации каждого профиля затухания перед суммированием. Это приводит к реконструкции, называемой фильтрованной обратной проекцией. Отфильтрованные обратные проекции различных типов используются в первую очередь для того, чтобы подчеркнуть или минимизировать контраст между соседними пикселями. Повышенная резкость полезна для выявления переломов (особенно переломов без смещения), но повышенная резкость также увеличивает шум изображения.

    Данными также можно манипулировать (реконструировать) для имитации трехмерного внешнего вида структур. Этот процесс можно использовать для выделения поверхности конструкции (называемой поверхностной визуализацией) или всей ее формы (называемой трехмерной визуализацией). В этих методах программное обеспечение использует математический алгоритм, который манипулирует значениями вокселов для каждого профиля затухания, чтобы отображать значения пикселей, которые отличаются от тех, которые используются для отображения стандартных 2D-изображений.

    Техника объемного рендеринга (VRT) использует алгоритм для присвоения конечного значения вокселю. Во-первых, он присваивает каждому вокселу взвешенную оценку в зависимости от его непрозрачности (т. е. взвешивает воксели с определенной непрозрачностью больше, чем другие воксели с другими непрозрачностями). Во-вторых, он умножает каждый воксел на коэффициент, определяемый из суммированных значений вокселя. Наконец, он суммирует значения первых двух вычислений для получения окончательного отображаемого значения вокселя. VRT не ограничивается значением максимальной плотности; может быть включена вся шкала Хаунсфилда. Однако некоторые типы ВРТ преднамеренно ограничивают эти значения, чтобы выделить определенные ткани или структуры. Методы реконструкции изображения включают трехмерную визуализацию объема, отображение затененной поверхности, проекцию максимальной интенсивности, проекцию минимальной интенсивности.

    • Отображение затененной поверхности (SSD)  (см. рисунок ниже) SSD, также известный как отрисовка поверхности, выбирает воксели для отображения на основе выбранного диапазона HU. SSD включает или исключает воксели из изображения на основе алгоритмов, настроенных для обнаружения различий в плотности на краях структур, где поверхности имеют разную плотность.

    • Проекция максимальной интенсивности (MIP или MaxIP)  (см. рисунок ниже) MIP отображает воксели с наивысшей плотностью (HU) при каждом просмотре трехмерного изображения[20]. MIP лучше отображают структуры с высокой плотностью, такие как кости и артерии, заполненные контрастом, чем SSD. MIP часто используются для КТ-артериографии, например, для обнаружения эмболов в легочных артериях.

    • Проекция минимальной интенсивности (MinIP)  (см. рисунок ниже) MinIP отображает воксели с наименьшей плотностью. MinIP подходит для выделения заполненных воздухом структур, таких как бронхиальное дерево.

    • Реконструкция скользящей тонкой пластины (реконструкция STS)  (см. рисунок ниже) Реконструкция STS объединяет тонкие срезы со срезами различной толщины для сохранения видимости низкоконтрастных элементов. STS помогает отображать структуры, охватывающие несколько срезов, например кровеносные сосуды, связки и сухожилия.

    Контрастные вещества для КТ Йодосодержащие контрастные вещества можно использовать для улучшения контраста мягких тканей на КТ-изображениях, что особенно важно для идентификации структур на основе их кровоснабжения, а также в ситуациях, связанных с оценкой опухолей и инфекций. . Контрастные вещества для внутривенного введения, используемые в клинической практике, можно разделить на следующие категории:

    • Ионные мономеры, например, диатризоат,

    • Неионные мономеры, например, йопамидол,

    • Ионные димеры, например, иоксаглат, и

    • Неионогенные димеры, например, йотролан.

    После внутривенной инъекции контрастное вещество попадает из капилляров во внеклеточное пространство, перераспределяется обратно в капилляры и системные вены и выводится почками. Люди со здоровыми клубочками могут отфильтровать весь внутривенный контраст в мочу в течение 12 часов. Количество необходимого контрастного вещества зависит от множества факторов, в частности от массы тела пациента. Обычно вводят от 1 до 2 мл контраста на кг массы тела. При введении в вену верхней конечности время, когда болюс контраста достигает пика в системных артериях, составляет около 20 секунд, за которым следует системный венозный пик примерно через 70 секунд. Время сканирования интересующих анатомических областей зависит от типа требуемой информации.

    Каждое сканирование одной и той же анатомии называется фазой изображения. Почти все сканирования, в которых используется внутривенное контрастирование, включают системную венозную фазу. Например, визуализация печени чаще всего включает одну фазу (сканирование), которая выделяет поток крови через воротную вену, пик которого находится между артериальной и системной венозной фазами. Визуализация специально для опухолей печени включает сканирование без контраста, артериальную фазу или портальную венозную фазу, а иногда и отсроченную фазу. Сканирование, предназначенное для оценки системных артерий, использует артериальную фазу и называется КТ-артериограммой (КТА).

    Контраст можно также вводить не внутривенно, а другими путями. Пероральные контрастные вещества, такие как сульфат бария и гастрографин, обычно используются для расширения просвета желудочно-кишечного тракта и улучшения контраста между ним и слизистой оболочкой кишечника.

    Эффекты увеличения и размытия для рентгенологов и рентгенологов (с формулой размытия фокусного пятна) • Как работает рентгенология

    Увеличение возникает при рентгеновском изображении, поскольку рентгеновские лучи расходятся или распространяются от источника рентгеновского излучения. Поэтому объект будет казаться на детекторе больше, чем истинный размер объекта. Увеличение в рентгенографии определяется как (размер изображения/размер объекта) и равно (SID/SOD), которое представляет собой расстояние от источника до изображения, деленное на расстояние от источника до объекта.

    Содержание

    1. Увеличение
       • Что такое увеличение в рентгенографии?
       • Как увеличение в рентгенографии зависит от положения объекта?
       • Является ли положение объекта единственным важным фактором проекционного изображения?
    2. Размытие фокального пятна
       • Геометрическая нерезкость (размытие) рентгеновской рентгенографии
       • Почему в рентгенографических системах имеется несколько фокусных пятен?
       • Идеальный мир (то есть идеальный точечный источник рентгеновского излучения)
       • Реальный мир (т. е. фактический источник)
       • Формула нерезкости для рентгеновской визуализации
    3. Принцип линейной фокусировки в рентгеновской визуализации
       • Что такое принцип линейной фокусировки и почему он используется в рентгеновских трубках ?
       • Уравнение принципа линейного фокуса.
       • Что такое усиление нагрузки на трубу и как оно связано с целевым углом?

    Что такое увеличение в рентгенографии?

    Начнем с аналогии, с которой почти каждый знаком с детства или отцовства. Если у вас есть фонарик, направленный на стену, вы можете сделать теневую куклу своей рукой, например птицу или кролика.

    Помните, что по мере приближения к фонарику проекция кролика на стену будет увеличиваться. Затем, когда ваши пальцы удаляются от фонарика, проекция кролика будет уменьшаться. Этот процесс называется увеличением, поскольку объекты, расположенные ближе к источнику, будут больше (если положение изображения остается фиксированным). Поскольку видимый свет и рентгеновские лучи распространяются по прямым линиям, явления увеличения одинаковы.

    Свет, исходящий от лампочки или фонарика во всех направлениях, называется расходящимся. Точно так же рентгеновские лучи, выходящие из рентгеновской трубки, также расходятся (т. Е. Идут во всех направлениях в пределах коллимированной области).

    Вместо теневой марионетки нас интересует изображение того, что находится внутри пациента. Мы можем думать об объекте, который находится внутри пациента в плоскости, параллельной рецептору изображения (например, детектору). На самом деле мы занимаемся созданием изображений сердца, легких или костей, но давайте начнем с представления о простом объекте, представляющем собой прямую линию, так как его проще всего представить.

    Увеличение определяется соотношением между плоскостью объекта и плоскостью изображения. Увеличение определяется как (Размер изображения)/(Размер объекта). Поскольку рентгеновские лучи распространяются (т. е. расходятся), увеличение всегда будет числом, превышающим 1 (т. е. размер изображения всегда будет больше, чем размер объекта).

    Как увеличение в рентгенографии зависит от положения объекта?

    Поскольку мы часто контролируем увеличение при рентгенографических исследованиях, важно понимать, какие расстояния контролируют увеличение. На рисунке ниже мы определяем расстояние от источника до объекта (SOD) и расстояние от источника до изображения (SID) (обратите внимание, иногда вы можете видеть, что другие называют это расстоянием от источника до детектора (SDD), это относится к одному и тому же расстоянию).

    На рисунке ниже вы можете видеть, что мы можем сделать один треугольник с размером объекта и SOD, а другой треугольник с размером изображения и SID. Как показано, эти треугольники являются подобными треугольниками. SID пропорционален этому размеру изображения, точно так же, как этот SOD пропорционален этому размеру объекта. Следовательно, соотношение сторон равно, т. е. Размер изображения/Размер объекта = SID/SOD. Вы можете видеть, что это наше определение увеличения, поэтому увеличение = SID/SOD.

    .

    Мы также можем решить эту зависимость для других переменных. Чаще всего мы хотели бы решить для размера изображения или размера объекта.

    Например, если вы делаете рентгенограмму грудной клетки, а длина истинного объекта составляет 10 мм, какова будет его длина в плоскости изображения, если SOD составляет 170 см, а SID — 180 см?

    Размер изображения = (SID/SOD) * Размер объекта, который будет равен (180/170) * 10 = 10,6 мм. Из этого примера вы можете видеть, что обычно рентгенография грудной клетки имеет относительно небольшое увеличение, а размер объекта в плоскости изображения будет лишь немного больше, чем истинный размер.

    Другим примером может служить сценарий интервенционной ангиографии, где SOD составляет 50 см, а SOD — 100 см, с той же длиной объекта 10 мм.

    В этом случае размер изображения = (SID/SOD) * Размер объекта, который будет равен (100/50) * 10 = 20 мм. Из этого примера вы можете видеть, что обычно рентгенография грудной клетки имеет относительно небольшое увеличение, а размер объекта в плоскости изображения будет значительно больше, чем истинный размер объекта.

    На высоком уровне эти сценарии клинической рентгенографии имеют малое увеличение , поскольку обычно желательно располагать детектор достаточно близко к пациенту:

    • Рентгенография грудной клетки
    • Маммография
    • Брюшная рентгенография

    С другой стороны, эти клинические сценарии обычно имеют большое увеличение:

    • Интервенционная рентгенография
    • Лаборатория ангиографии / катетеризации сердца
    • Маммография с увеличением

    Очевидно, что также можно определить размер объекта, если вы знаете размер изображения. Вы просто будете умножать на обратное увеличение, чтобы вы могли найти истинную длину объекта, если измеряете ее на плоскости изображения. Как мы упоминали выше, они предполагают, что объект лежит в плоскости, параллельной детектору.

    До сих пор мы предполагали, что объект в центре рентгеновского поля (т. е. он находится на изо-луче) теперь находится прямо на изо-луче. Если вместо того, чтобы объект находился прямо на изо-луче, его переместили немного выше, изменится ли это увеличение или оно останется прежним?

    Тогда ответ заключается в том, что до тех пор, пока ориентация этого объекта остается неизменной и расстояние, а именно расстояние от источника до объекта (SOD), остается неизменным, увеличение также остается прежним. Как видно на рисунке выше, размер двух изображений будет одинаковым, даже если объект будет перемещен за пределы изолуча.

    Размер объекта, проецируемого на плоскость изображения, не изменится, если объект перемещается, но остается в той же плоскости. Таким образом, если что-то перемещается вверх или вниз, это не так важно, как если оно перемещается к источнику/от источника или вращается. Далее мы обсудим влияние вращения на рентгеновскую рентгенограмму (то есть на рентгеновскую проекцию).

    Является ли положение объекта единственным важным фактором проекционного изображения?

    Наконец, мы хотели отметить, что помимо положения в поле зрения сканирования существуют и другие параметры, которые сильно влияют на внешний вид рентгеновского снимка. А именно, если объект вращается, проекции будут существенно отличаться.

    Существует несколько факторов, затрудняющих чтение рентгенограмм, включая перекрытие анатомических структур и трудности с различением низкоконтрастных структур. Кроме того, зависимость рентгенограммы от вращения объектов усложняет интерпретацию изображения. Как видно из рисунка, если два объекта вращаются, они могут проецироваться либо одинаково, либо сильно по-разному, в зависимости от направления вращения.

    Если вместо рентгеновской рентгенографии используется томографический метод, такой как КТ, эти артефакты вращения могут быть устранены, поскольку существует множество измерений с разных ориентаций. Существует множество вариантов использования рентгеновской радиографии, поэтому важно помнить об этих геометрических эффектах при настройке для каждого рентгеновского облучения.

    В заключение мы обсудили геометрические эффекты в рентгенографии, включая эффекты увеличения и вращения. Эти эффекты аналогичны примеру, который мы упомянули в начале создания теневых марионеток на стене с помощью пальцев. Итак, не стесняйтесь «учиться» дома, создавая собственные тени на стене и меняя положение и ориентацию пальцев, чтобы увидеть, как это влияет на проекцию на стену.

    Баллы Rad Take Home Points
    • Увеличение определяется как отношение (размер изображения) / (размер объекта).
    • Увеличение можно рассчитать как (SID)/(SOD)
    • Проекции также сильно зависят от вращения объектов, в отличие от КТ.
    Рентгенография Геометрическая нерезкость (размытие)

    В рентгенографии важным аспектом является резкость изображения. Здесь мы обсудим размытие на рентгеновском снимке из-за фокального пятна. Иногда это называют геометрической нерезкостью. У нас есть отдельный пост, в котором обсуждаются пределы разрешения из-за цифрового детектора, а также количественная оценка или измерение разрешения изображения. Итак, здесь мы сосредоточимся на эффекте рентгеновского фокального пятна.

    Почему в рентгенографических системах имеется несколько фокусных точек?

    Было бы неплохо, если бы мы могли использовать одно фокусное пятно для всех анатомических структур, но, к сожалению, нам нужно выбирать наилучшее фокусное пятно для каждого рентгеновского снимка.

    Причина в том, что в физических системах всегда есть компромиссы, и хотя мы хотели бы, чтобы фокусное пятно было как можно меньше для четкого (четкого) изображения, также необходимо получить достаточное количество рентгеновских лучей через пациента, чтобы получить правильную экспозицию на детекторе.

    Ширина фактического и эффективного фокусного пятна различается в зависимости от угла наклона анода, как показано на этом рисунке.

    Но если фокальное пятно очень маленькое, возможно, нам не хватит рентгеновских лучей, чтобы пройти через пациента, и мы не получим хорошего изображения. Таким образом, для каждой анатомии и клинического показания (то есть того, что мы пытаемся увидеть на изображении) будет оптимальное фокусное пятно. Вот почему важно осознавать компромисс, на который вы идете, выбирая фокусное пятно для данной экспозиции.

    В обоих случаях (маленькое или большое пятно) мы используем так называемый «принцип линейной фокусировки», который мы подробнее обсудим позже. Но вкратце здесь: электроны испускаются с катода и падают на анод над заданной областью, а затем исходящие рентгеновские лучи имеют более узкую ширину в зависимости от угла наклона анода (мишени).

    Здесь пациент увидит меньшее поперечное сечение, и это помогает, потому что мы хотим распределить тепло по мишени, чтобы не расплавить мишень.

    Rad Take Home Point

    Мы хотели бы, чтобы эффективное пятно было маленьким, но если мы не можем получить достаточно рентгеновского потока, чтобы пройти через пациента, нам нужно будет использовать пятно большего размера. .

    Идеальный мир (то есть идеальный точечный источник рентгеновского излучения)

    Сначала представьте себе идеальный точечный источник, хотя в действительности мы не можем его создать. В этом случае наши рентгеновские лучи исходят из одной точки. Затем представьте, что в теле есть объект, который мы хотели бы отобразить, как показано здесь. Поскольку наши рентгеновские лучи распространяются по прямым линиям, если край объекта хорошо определен, край на изображении также будет хорошо определен, поскольку все рентгеновские лучи исходят из одного и того же места.

    Если у нас есть хорошая идеальная точка для нашего фокального пятна, она будет выглядеть красивой и резкой на нашем рентгеновском изображении, измеренном на приемнике изображения (например, детекторе), потому что будет четкая линия, очерчивающая обе стороны этого пятна. структуру, как показано на рисунке.

    Rad Take-Home Point

    Идеальным фокальным пятном была бы одна точка, которая обеспечивала бы четкие края рентгеновских изображений.

    Реальный мир (т.е. реальный источник)

    В действительности существует конечный размер каждого фокального пятна. Поскольку наше фокусное пятно имеет конечный размер, рентгеновские лучи на самом деле исходят из двухмерной области, а не только из одной точки. В наших иллюстрациях мы будем рисовать только одно измерение (сверху вниз), но на экране есть и другое измерение фокального пятна (которое имеет такой же эффект на размытие изображения в этом направлении).

    Чтобы визуализировать крайности размытия фокального пятна, мы можем представить рентгеновские лучи, исходящие с обоих концов (сверху и снизу). Это показывает вам, что если мы хотим отобразить край, этот край не будет идеально четким, потому что изображение будет иметь постепенный переход, а не резкий переход, который произошел в случае идеального фокусного пятна. Этот эффект возникает сверху и снизу, как показано на этом рисунке (и аналогично происходит слева и справа на изображении, хотя здесь он не показан).

    Поскольку рентгеновские лучи, проходящие через пациента, исходят из всей области фокального пятна, эффект размытия зависит от размера фокального пятна. Чем больше размер фокусного пятна, тем сильнее будет размытие на детекторе.

    На этом рисунке вы можете видеть, что это будет не просто очень острый четкий край, а градиентный край с постепенным переходом на краю, а не красивый и острый край. Эта область размытия обычно называется полутенью рентгеновского луча, а область, которая полностью заблокирована позади объекта, называется тенью.

    Rad Take-Home Point

    В реальной системе наблюдается размытие из-за фокального пятна (т. е. полутени).

    Формула нерезкости для рентгеновского изображения

    Размытие системы зависит от размера фокального пятна и геометрии системы. Нерезкость (U) из-за полутени равна U=f*OID/SOD, где OID — расстояние от объекта до изображения, а SOD — расстояние от источника до объекта. Таким образом, нерезкость изображения напрямую связана с f (размером фокусного пятна) и отношением расстояния до объекта к изображению, деленного на расстояние от источника до объекта.

    Мы определим нерезкость изображения из-за полутени как «U», и, поскольку она зависит от геометрии системы, мы также определим некоторые важные расстояния на этом рисунке.

    Как мы упоминали выше, фокальное пятно имеет конечный размер в обоих измерениях, но для простоты мы показываем здесь на рисунке только одно. Мы определяем эффективный размер фокусного пятна как «f» на этом рисунке. Тогда SID — это источник для расстояния до изображения, а SOD — это источник для расстояния до объекта (т. е. отображаемая часть пациента).

    OID расстояния от объекта до изображения равен тогда SID минус расстояние от источника до объекта.

    Если мы проведем линии от края фокального пятна, мы можем сделать подобные треугольники. Из этих треугольников видно, что f/SOD = U/OID. Если мы найдем U, мы получим U=f*OID/SOD. Таким образом, нерезкость изображения напрямую связана с f (размером фокусного пятна), а затем мы умножаем на отношение расстояния до объекта к изображению, деленное на расстояние от источника до объекта.

    Итак, это дает нам наше геометрическое размытие или уровень нерезкости из-за фокального пятна. Вы можете сделать простые расчеты, если, например, размер фокусного пятна составляет 3 миллиметра. Представьте, что интересующий вас объект находится на полпути между нашей рентгеновской трубкой и нашей плоскостью изображения, где находится наш детектор. Итак, если наш объект находится посередине между ними, то эти два будут одинаковыми, и если фокусное пятно, о котором мы сказали, составляет три миллиметра, то нерезкость детектора будет равна трем миллиметрам.

    По мере приближения объекта к источнику (оставляя источник неподвижным на плоскости изображения) полутень становится больше. К счастью, остальная часть изображения также становится больше.

    Самое главное, что контролирует нерезкость, помимо коэффициента увеличения, это размер самого фокусного пятна. Вот почему мы обсуждали выше, что есть желание иметь маленькое фокусное пятно.

    Но мы знаем, что в физических системах мы хотим, чтобы сбор данных был выполнен относительно быстро, чтобы у пациента не было возможности двигаться, и нам нужно получить достаточное количество рентгеновских лучей, проходящих через пациента, чтобы мы могли сделать хороший снимок. изображение. Существует компромисс между пространственным разрешением (лучше для маленького пятна) и доступными рентгеновскими лучами (лучше для большого пятна), и именно поэтому рентгеновские системы обычно имеют несколько размеров фокусного пятна.

    Что такое принцип линейной фокусировки и почему он используется в рентгеновских трубках?

    В этом разделе мы опишем принцип линейного фокуса для рентгеновских трубок, который позволяет увеличить выделение тепла и использовать небольшое эффективное фокусное пятно при визуализации. Небольшое фокусное пятно обеспечивает высокое разрешение, а выделение тепла на большей площади позволяет использовать более высокие настройки мА.

    Если вам нужен обзор или вы не знакомы с тем, как генерируются рентгеновские лучи в медицинской рентгеновской трубке, у нас есть отдельный пост, в котором мы описываем физические механизмы, отвечающие за генерацию рентгеновских лучей, и механизм получения рентгеновских лучей. генерация (т.е. электроны ускоряются и сталкиваются с тяжелым металлом).

    Электроны испаряются с катода и притягиваются от катода к аноду за счет потенциала трубки (т.е. кВп). Как обсуждалось выше, в рентгеновской или компьютерной системе обычно имеется несколько физических фокусных точек, где размер электронного луча определяется в основном размером нити накала (где электроны испаряются).

    В большинстве рентгеновских трубок для рентгенографии и компьютерной томографии анод будет вращаться, так что электроны будут падать на разные области анода (чтобы не расплавить анод). Это еще один полезный прием, подобный принципу линейного фокуса, позволяющий большему количеству электронов падать на анод без плавления материала мишени.

    Цель принципа линейного фокуса — обеспечить более высокую экспозицию (т. е. большее количество рентгеновских лучей) при сохранении небольшого фокуса. На рисунке ниже вы можете видеть, что размер фактического фокусного пятна определяется размером электронного луча, идущего от катода, и углом мишени. На рисунке ниже видно, что ширина электронного луча может быть больше, чем ширина рентгеновского луча.

    Помните, что электроны исходят из двумерной поверхности, и на этом рисунке мы просто показываем разрез трубки, где электроны исходят из линии. Другое измерение, о котором мы можем думать, как об экране. В этом измерении принцип линейного фокуса не имеет значения, и размер электронного луча такой же, как размер рентгеновского луча. Итак, если эта цифра показывает длину фокального пятна, то другим измерением на экране является ширина фокального пятна.

    Важным моментом здесь является то, что длина фактического фокусного пятна и эффективный размер пятна при его прохождении через пациента и попадании на детектор различны, и поэтому для распространения тепла можно использовать большую фактическую длину. электронного луча на большую поверхность.

    Уравнение принципа линейного фокуса.

    Фактическое фокусное пятно и эффективное фокусное пятно связаны уравнением принципа линейного фокуса: эффективное пятно = sin(theta)*фактическое пятно.

    Если мы помним из средней/старшей школы геометрии, что определение греха – это обратная сторона гипотенузы. Таким образом, грех целевого угла равен эффективному пятну, деленному на фактическое пятно. Если мы хотим определить эффективное пятно, мы видим, что это фактическое пятно, умноженное на грех целевого угла.

    На практике угол наклона трубки обычно составляет от 6 до 20 градусов для рентгеновской трубки. Итак, синус тета находится между 0,1 и 0,34.

    Это означает, что максимальная разница между эффективной длиной фокусного пятна и фактической длиной фокусного пятна будет составлять 0,1 (т. е. фактическое фокусное пятно в 10 раз больше, чем эффективное фокусное пятно). Тогда для трубок с наибольшими углами разница составляет примерно 1/3 (т. е. фактическое фокусное пятно в 3 раза больше эффективного размера фокусного пятна).

    Что такое усиление нагрузки на трубу и как оно связано с заданным углом?

    Другим термином, который используется для обозначения того же эффекта, является усиление нагрузки. Усиление нагрузки количественно определяет, насколько больше энергии может быть выделено в трубке из-за принципа линейного фокуса.

    На рисунке ниже видно, что мы начинаем с точно такого же уравнения. Единственная разница заключается в том, что теперь мы вычисляем фактический размер пятна, деленный на эффективный размер пятна, так как это количественно определяет фактор распространения тепла или нагрузки на трубку, которая обеспечивается принципом линейного фокуса.

    Если мы вычислим коэффициент усиления нагрузки, мы обнаружим, что он равен 1 по отношению к синусу целевого угла. Это просто другой способ взглянуть на тот же эффект, и из диапазона целевых углов, который мы рассчитали выше, мы помним, что sin угла цели варьировался от 0,1 до 0,34. Следовательно, тогда 1 к синусу целевого угла будет варьироваться от 3 до 10. Таким образом, принцип линейного фокуса фактически обеспечивает дополнительную нагрузку на трубку (т. е. большее количество тепла за счет более высокого мА или кВпик) с коэффициентом от 3 до 10 в зависимости от целевого значения. угол.

    Эта способность выделять тепло означает, что мы можем получить больше потока, не расплавляя трубку. Одним недостатком или одним негативным эффектом очень малых углов является то, что называется эффектом пятки или эффектом заживления анода. Ситуация усугубляется при меньших углах, потому что чем меньше целевой угол, тем длиннее путь материала мишени, который необходимо пройти со стороны анода. Более подробно об этом обсуждается в отдельном посте, посвященном эффекту пятки.

    Как мы упоминали выше, в большинстве систем имеется несколько фокусных точек, позволяющих выбрать наилучшую фокусную точку для конкретной клинической задачи. Каждое из фокусных пятен в системе будет использовать принцип линейной фокусировки таким же образом, как и угол цели одинаков для нескольких фокусных пятен.