Z-Axis ModulationThe z-axis–modulat

Z-Axis Modulation
The z-axis–modulation (AutomA, GE
Medical Systems; Real E.C., Toshiba Medical,
Tokyo, Japan) technique functions
somewhat differently than does angular
modulation (21). The AutomA technique
adjusts the tube current automatically to
maintain a user-specified quantum noise
level in the image data. It provides a
noise index to allow users to select the
amount of x-ray noise that will be
present in the reconstructed images. Using
a localizer radiograph, the scanner
computes the tube current needed to obtain
images with a selected noise level.
Hence, z-axis modulation attempts to
make all images have a similar noise irrespective
of patient size and anatomy. The
noise index value is approximately equal
to the image noise (standard deviation)
in the central region of an image of a
uniform phantom.
In the z-axis–modulation technique,
the system determines the tube current
by using the patient’s localizer radiograph
projection data and a set of empirically
determined noise prediction coefficients
by using the reference technique
(Fig 2). The reference technique comprises
an arbitrary 2.5-mm-thick section
obtained at the selected peak voltage and
100 mAs for transverse reconstruction
with a standard reconstruction algorithm.
The projection data from a single localizer
radiograph can be used to determine the
density, size, and shape information of the
patient (4,5). The total projection attenuation
data of a single localizer radiograph
contain the patient’s density and size information
about the projection area,
whereas the amplitude and area of the projection
contain the patient’s shape information,
which gives an estimate of the patient’s
elliptic asymmetry expressed as an
oval ratio at a given z-axis position. The
oval ratio is the ratio of the a and b parameters
(lengths of the long and short axes) of
an ellipse. The ellipse parameters can be
determined for the patient by using the
equation for the area of an ellipse. The
measured projection area and amplitude
from the localizer radiograph give the area
and the length of one axis, a, of the ellipse,
allowing the length of the other axis, b, to
be calculated. These characteristics of the
localizer radiograph predict the amount of
x-rays that will reach the detector for a
specified technique and, hence, determine
the image standard deviation due to x-ray
noise for a given reconstruction algorithm.
The predicted x-ray noise at a given z-axis
position for the reference technique (ie,
reference noise) is calculated from the projection
area and oval ratio from the localizer
radiograph by using the polynomial
coefficients that were determined from the
noise measurements in a set of phantoms
representing a wide range of patient sizes
and shapes.
With knowledge of the reference noise
and the difference between the reference
technique and the selected technique
data, the tube current required to obtain
a prescribed noise index is easily calculated
by using known x-ray physics equations,
which state that noise is inversely
related to the square root of the number
of photons and that the number of photons
is proportional to section thickness,
section acquisition time, and tube current.
In the currently available version of
z-axis modulation of tube current, an adjustment
factor for different helical
pitches is incorporated in the calculation
to account for noise differences between
helical selections and the transverse reference
technique data. Recent data (4–6)
from clinical evaluations of z-axis modulation
suggest that the radiation dose reduction
with this technique is expected
to be greater than that with fixed-tubecurrent
methods, since the tube current
is automatically reduced for smaller patients
and specific anatomic regions.
Often, the actual noise measured on
the image by drawing a region of interest
will differ from the noise index selected
for scanning. This is due to the fact that
noise index settings only adjust the tube
current, whereas the standard deviation
is also affected by other parameters, including
the reconstruction algorithm,
the reconstructed section thickness (if
different from the prospective thickness),
the use of image space filters, variations
in patient anatomy and patient motion,
and the presence of beam-hardening artifacts.
Substantial differences between
the selected noise index and the standard
deviation can also occur in very large
patients owing to insufficient signal
strength at the detector and superimposition
of electronic noise, which can be
minimized by using a higher peak voltage.
Likewise, improper centering of patients
in the scan field of view can result
in noisier images owing to inappropriate
beam attenuation by the bow-tie
filter (5). As bow-tie filter attenuation

ผลลัพธ์ (ไทย) 1:

ปรับแกน zZ-แกน – ปรับ (AutomA, GEระบบการแพทย์ จริงหรือ Toshiba ทางการแพทย์โตเกียว ญี่ปุ่น) ฟังก์ชั่นเทคนิคกว่าไม่เชิงมุมค่อนข้างแตกต่างกันเย็น (21) เทคนิค AutomAปรับหลอดปัจจุบันโดยอัตโนมัติรักษาเสียงควอนตัมที่ผู้ใช้ระบุระดับในข้อมูลรูปภาพ มีการเสียงดัชนีเพื่อให้ผู้ใช้เลือกจำนวนเสียงเอ็กซเรย์ที่จะในภาพสร้างขึ้นใหม่ โดยใช้localizer radiograph สแกนเนอร์คำนวณหลอดปัจจุบันที่จำเป็นเพื่อขอรับภาพกับระดับเสียงที่เลือกดังนั้น พยายามปรับแกน zทำให้ภาพทั้งหมดที่มีเสียงดังคล้ายบกขนาดป่วยและกายวิภาคศาสตร์ การค่าดัชนีเสียงเท่าประมาณเสียงภาพ (ส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐาน)ในภาคกลางรูปภาพของการผีเหมือนกันใน z-แกนสัญญาณเทคนิคระบบกำหนดปัจจุบันหลอดโดย radiograph localizer ของผู้ป่วยข้อมูลประมาณการและชุดเชิงประสบการณ์กำหนดค่าสัมประสิทธิ์การทำนายเสียงโดยการใช้เทคนิคอ้างอิง(รูปที่ 2) เทคนิคอ้างอิงประกอบด้วยส่วนหนา 2.5 มม.เองแรงดันไฟฟ้าสูงสุดที่เลือก และ100 mAs สำหรับฟื้นฟูตามขวางด้วยอัลกอริทึมการสร้างมาตรฐานข้อมูลประมาณการจาก localizer เดียวradiograph สามารถใช้การตรวจสอบการความหนาแน่น ขนาด และข้อมูลในรูปของการผู้ป่วย (4, 5) ลดทอนการฉายภาพรวมข้อมูลของ radiograph localizer เดียวประกอบด้วยข้อมูลขนาดและความหนาแน่นของผู้ป่วยเกี่ยวกับพื้นที่ฉายในขณะที่คลื่นและพื้นที่การฉายภาพประกอบด้วยข้อมูลรูปร่างของผู้ป่วยซึ่งทำให้การประเมินผู้ป่วยความไม่สมดุล elliptic แสดงเป็นการอัตราการไข่ที่ตำแหน่งที่กำหนดตามแกน z การรูปไข่อัตราคือ อัตราส่วนของการเป็น และพารามิเตอร์ b(ความยาวของแกนสั้น และยาว) ของเป็นวงรี พารามิเตอร์รูปวงรีได้กำหนดสำหรับผู้ป่วย โดยใช้การสมการของพื้นที่ของรูปวงรี การพื้นที่วัดประมาณและคลื่นจาก localizer radiograph ให้พื้นที่และความยาวของแกนหนึ่ง ของวงทำให้ความยาวของแกนอื่น ๆ บี การสามารถคำนวณ ลักษณะเหล่านี้ของการlocalizer radiograph ทายจำนวนรังสีเอกซ์ที่จะเข้าถึงเพื่อตรวจจับสำหรับการระบุเทคนิค และ จึง ตรวจสอบส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐานของภาพเนื่องจาก x-rayเสียงรบกวนสำหรับอัลกอริทึมการฟื้นฟูบูรณะที่กำหนดรบกวนทำนาย x-ray ที่แกน z กำหนดตำแหน่งเทคนิคอ้างอิง (ieเสียงอ้างอิง) จะคำนวณจากการฉายภาพอัตราส่วนพื้นที่และไข่จากที่ localizerradiograph โดยพหุนามสัมประสิทธิ์ที่ได้จากการวัดเสียงในชุดของสูงกแสดงถึงความหลากหลายของขนาดของผู้ป่วยและรูปร่างมีความรู้รบกวนอ้างอิงและความแตกต่างระหว่างการอ้างอิงเทคนิคและเทคนิคการเลือกข้อมูล หลอดปัจจุบันต้องขอa prescribed noise index is easily calculatedby using known x-ray physics equations,which state that noise is inverselyrelated to the square root of the numberof photons and that the number of photonsis proportional to section thickness,section acquisition time, and tube current.In the currently available version ofz-axis modulation of tube current, an adjustmentfactor for different helicalpitches is incorporated in the calculationto account for noise differences betweenhelical selections and the transverse referencetechnique data. Recent data (4–6)from clinical evaluations of z-axis modulationsuggest that the radiation dose reductionwith this technique is expectedto be greater than that with fixed-tubecurrentmethods, since the tube currentis automatically reduced for smaller patientsand specific anatomic regions.Often, the actual noise measured onthe image by drawing a region of interestwill differ from the noise index selectedfor scanning. This is due to the fact thatnoise index settings only adjust the tubecurrent, whereas the standard deviationis also affected by other parameters, includingthe reconstruction algorithm,the reconstructed section thickness (ifdifferent from the prospective thickness),the use of image space filters, variationsin patient anatomy and patient motion,and the presence of beam-hardening artifacts.Substantial differences betweenthe selected noise index and the standarddeviation can also occur in very largepatients owing to insufficient signalstrength at the detector and superimpositionof electronic noise, which can beminimized by using a higher peak voltage.Likewise, improper centering of patientsin the scan field of view can resultin noisier images owing to inappropriatebeam attenuation by the bow-tiefilter (5). As bow-tie filter attenuation

ผลลัพธ์ (ไทย) 2:

แกน Z Modulation
แกน Z-เอฟเอ็ม (Automa, GE
ระบบการแพทย์; EC Real, โตชิบาแพทย์,
กรุงโตเกียวประเทศญี่ปุ่น) ฟังก์ชั่นเทคนิคที่
ค่อนข้างแตกต่างกว่าเชิงมุม
เอฟเอ็ม (21) เทคนิค Automa
ปรับหลอดปัจจุบันโดยอัตโนมัติเพื่อ
รักษาเสียงควอนตัมที่ผู้ใช้กำหนด
ระดับในข้อมูลภาพ มันมี
ดัชนีเสียงเพื่อให้ผู้ใช้สามารถเลือก
ความดังของเสียง X-ray ที่จะ
อยู่ในภาพที่สร้างขึ้นใหม่ ใช้
ภาพรังสี Localizer สแกนเนอร์
คำนวณปัจจุบันหลอดที่จำเป็นเพื่อให้ได้
ภาพที่มีระดับเสียงที่เลือก.
ดังนั้นเอฟเอ็มแกน Z พยายามที่จะ
ทำให้ทุกคนมีภาพเสียงที่คล้ายกันโดยไม่คำนึง
ถึงขนาดของผู้ป่วยและลักษณะทางกายวิภาค
ค่าดัชนีเสียงจะประมาณเท่ากับ
กับเสียงรบกวนภาพ (ส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐาน)
ในเขตภาคกลางของภาพของหนึ่ง
Phantom เครื่องแบบ.
ในเทคนิคแกน Z-ปรับ,
ระบบจะกำหนดหลอดปัจจุบัน
โดยใช้ Localizer ภาพรังสีของผู้ป่วย
ข้อมูลประมาณการ และชุดของสังเกตุ
มุ่งมั่นสัมประสิทธิ์การทำนายเสียง
โดยใช้เทคนิคการอ้างอิง
(รูปที่ 2) เทคนิคการอ้างอิงประกอบด้วย
พลส่วน 2.5 มมหนา
ได้ที่แรงดันไฟฟ้าสูงสุดที่เลือกและ
100 mAs สำหรับการฟื้นฟูขวาง
กับขั้นตอนวิธีการฟื้นฟูมาตรฐาน.
ข้อมูลประมาณการจาก Localizer เดียว
ภาพรังสีสามารถใช้ในการตรวจสอบ
ความหนาแน่นของขนาดและรูปร่าง ข้อมูลของ
ผู้ป่วย (4,5) ประมาณการการลดทอนรวม
ข้อมูลของภาพรังสี Localizer เดียว
มีความหนาแน่นและขนาดข้อมูลของผู้ป่วย
เกี่ยวกับพื้นที่ประมาณการ
ในขณะที่ความกว้างและพื้นที่ของการฉาย
มีข้อมูลรูปร่างของผู้ป่วย
ซึ่งจะช่วยให้การประมาณการของผู้ป่วย
ไม่สมส่วนรูปไข่แสดงเป็น
อัตราส่วนรูปไข่ ที่ตำแหน่งแกน Z ที่กำหนด
อัตราส่วนไข่เป็นอัตราส่วนของ A และ B พารามิเตอร์
(ความยาวของแกนยาวและระยะสั้น) ของ
วงรี พารามิเตอร์วงรีสามารถ
กำหนดสำหรับผู้ป่วยโดยใช้
สมการของพื้นที่วงรี
บริเวณการฉายและความกว้างวัด
จากภาพรังสี Localizer ให้พื้นที่
และความยาวของหนึ่งในแกน, A, ของวงรีที่
ช่วยให้ความยาวของแกนอื่น ๆ B ที่จะ
ได้รับการคำนวณ ลักษณะเหล่านี้ของ
ภาพรังสี Localizer คาดการณ์ปริมาณของ
รังสีเอกซ์ที่จะถึงเครื่องตรวจจับสำหรับ
เทคนิคที่ระบุไว้และจึงกำหนด
ค่าเบี่ยงเบนมาตรฐานของภาพเนื่องจากการ X-ray
เสียงสำหรับวิธีการฟื้นฟูที่กำหนด.
คาดการณ์เสียง X-ray ที่ เป็นรูปตัว z แกนได้รับ
ตำแหน่งสำหรับเทคนิคการอ้างอิง (เช่น
เสียงอ้างอิง) คำนวณจากประมาณการ
พื้นที่และอัตราการใช้รูปวงรีจาก Localizer
ภาพรังสีโดยใช้พหุนาม
สัมประสิทธิ์ที่ได้รับการพิจารณาจาก
การตรวจวัดเสียงรบกวนในชุดของภูตผี
เป็นตัวแทนของความหลากหลาย ขนาดผู้ป่วย
และรูปร่าง.
มีความรู้ของเสียงอ้างอิง
และความแตกต่างระหว่างการอ้างอิง
เทคนิคและเทคนิคการเลือก
ข้อมูลปัจจุบันหลอดต้องได้รับ
ดัชนีเสียงที่กำหนดจะถูกคำนวณได้อย่างง่ายดาย
โดยใช้สมการฟิสิกส์เอ็กซ์เรย์ที่รู้จักกัน
ซึ่งระบุว่า เสียงจะผกผัน
ที่เกี่ยวข้องกับรากที่สองของจำนวน
โฟตอนและว่าจำนวนของโฟตอน
เป็นสัดส่วนกับความหนาของส่วน
เวลาส่วนการเข้าซื้อกิจการและหลอดปัจจุบัน.
ในรุ่นที่มีอยู่ในปัจจุบันของ
เอฟเอ็มแกน Z ของหลอดในปัจจุบันมีการปรับ
ปัจจัย สำหรับขดลวดที่แตกต่างกัน
โหมโรงเป็นนิติบุคคลที่จัดตั้งในการคำนวณ
การบัญชีสำหรับความแตกต่างระหว่างเสียง
เลือกขดลวดและอ้างอิงตามขวาง
ข้อมูลเทคนิค ข้อมูลล่าสุด (4-6)
จากการประเมินผลทางคลินิกของเอฟเอ็มแกน Z
ชี้ให้เห็นว่าการลดปริมาณรังสี
ด้วยเทคนิคนี้คาดว่า
จะสูงกว่านั้นด้วยคง tubecurrent
วิธีตั้งแต่หลอดปัจจุบัน
จะลดลงโดยอัตโนมัติสำหรับผู้ป่วยที่มีขนาดเล็ก
และกายวิภาคที่เฉพาะเจาะจง ภูมิภาค.
บ่อยครั้งที่เสียงรบกวนที่เกิดขึ้นจริงวัดใน
ภาพโดยการวาดภูมิภาคที่น่าสนใจ
จะแตกต่างจากดัชนีเสียงที่เลือก
สำหรับการสแกน เพราะนี่คือความจริงที่ว่า
การตั้งค่าดัชนีเสียงเพียงปรับหลอด
ปัจจุบันในขณะที่ค่าเบี่ยงเบนมาตรฐาน
ได้รับผลกระทบโดยพารามิเตอร์อื่น ๆ รวมทั้ง
ขั้นตอนวิธีการฟื้นฟู
ความหนาส่วนใหม่ (ถ้า
แตกต่างจากความหนาที่คาดหวัง)
การใช้พื้นที่ของภาพ ฟิลเตอร์รูปแบบ
ในลักษณะทางกายวิภาคของผู้ป่วยและการเคลื่อนไหวของผู้ป่วย
และการปรากฏตัวของสิ่งประดิษฐ์คานแข็ง.
ความแตกต่างที่สำคัญระหว่าง
ดัชนีเสียงเลือกและมาตรฐาน
การเบี่ยงเบนยังสามารถเกิดขึ้นได้ในขนาดใหญ่มาก
ผู้ป่วยเนื่องจากสัญญาณไม่เพียงพอ
ความแข็งแรงที่ตรวจจับและประสิทธิภาพเยี่ยม
ของเสียงอิเล็กทรอนิกส์ ซึ่งสามารถ
ลดลงโดยการใช้แรงดันยอดสูง.
ในทำนองเดียวกันอยู่ตรงกลางที่ไม่เหมาะสมของผู้ป่วย
ในด้านการสแกนในมุมมองของจะส่งผลให้
ภาพที่น่าดูไม่เหมาะสมเนื่องจาก
การลดทอนคานโดยผูกโบว์
กรอง (5) ในฐานะที่เป็นผูกโบว์กรองการลดทอน