Радионуклидная диагностика для практических врачей - Лишманова Ю.Б.
ISBN 5-93629-166-9
Скачать (прямая ссылка):
1.2. Регистрирующая аппаратура для радиодиагностических исследований
23
Ослабление (аттенуация) радиационного излучения
за счет поглощения его органами и тканями является причиной исключения части фотонов из процесса формирования изображения. Поскольку аттенуация зависит от физических свойств органов и тканей организма ее можно компенсировать с помощью специальных карт поправочных коэффициентов, полученных с помощью трансмиссионной томографии. Указанные карты могут быть получены как с помощью системы компьютерной томографии, так и посредством использования плоских, линейных или точечных источников излучения. Эти источники располагаются напротив детектора в специальной свинцовой защите и позволяют получить поправочные коэффициенты аттенуации без существенного увеличения лучевой нагрузки на больного. При этом в случае использования «Fan-Beam» коллиматора линейные или точечные источники излучения размещаются на его фокусной линии.
В понятие «рассеянное излучение» входят гамма-кванты, которые вследствие эффекта Комптона изменили энергию и направление своего движения в организме пациента. Такие фотоны при недостаточно высоком энергетическом разрешении дифференциального дискриминатора могут улавливаться детектором. Обычно при выполнении ОЭКТ примерно 30-50% от общего счета импульсов обусловлено регистрацией рассеянного излучения, что, в свою очередь, приводит к снижению контрастности и пространственного разрешения получаемых томограмм. Существуют два метода коррекции рассеянного излучения: с помощью дифференциального дискриминатора и в процессе реконструкции ОЭКТ изображений.
Поскольку при рассеянном излучении энергия фотонов уменьшается вследствие эффекта Комптона, применение дифференциального дискриминатора может предотвратить или хотя бы уменьшить регистрацию такого излучения. Для этих целей в окне дискриминатора необходимо выделить и «отсечь» энергии, обусловленные рассеянным излучением. Простым и универсальным методом, позволяющим это сделать, является использование асимметричной настройки окна дифференциального дискриминатора на фотопик. В современных гамма-камерах для коррекции рассеянного излучения широко используются специальные системы, основанные на анализе спектра излучения во множестве (до 32) дискретных окон.
Математическая коррекция рассеянного излучения основана на анализе сцинтиграмм, полученных от радиационного источника, размещенного на различной глубине рассеивающего материала. Использование этой методики связано с применением фильтров, выбор которых зависит от глубины расположения исследуемого органа. При этом вклад рассеянного излучения в изображение может вычитаться как из
нативных сцинтиграмм, так и после получения транс-верзальных томосрезов. Метод математической коррекции рассеянного излучения с помощью органоспе-цифических фильтров является универсальным для ОЭКТ-данных, полученных на любых эмиссионных томографах.
Качество ОЭКТ-изображений зависит от целого ряда факторов: орбиты вращения детектора, выбора коллиматора, размера матрицы изображения, количества проекций, установки окна дифференциального дискриминатора, общего счета импульсов. Кроме того, на результаты реконструкции томографических изображений могут влиять такие параметры, как выбор фильтра шумоподавления, используемого алгоритма коррекции ослабления излучений, размера матрицы реконструируемого изображения и угол ориентации косых срезов. На практике выбор указанных параметров зависит от конкретной клинической задачи, стоящей перед врачом-радиологом и возможностей эмиссионного компьютерного томографа. Так, например, ОЭКТ предпочтительнее выполнять с высокоразрешающим коллиматором, компенсируя его низкую чувствительность удлинением времени исследования.
Выбор количества проекций также влияет на качество сцинтиграмм. Для выбора этого параметра в идеальной ситуации используют формулу:
Количество сцинтиграмм = 2jcr/d,
где г - расстояние от центра вращения детектора до границы органа, d - размеры пиксела.
Легко подсчитать, что для ОЭКТ головного мозга при радиусе вращения детектора 10 см и размере пиксела 0,4 см необходимо записывать 157 проекций. На практике при выполнении этого исследования регистрация менее 120-128 позиций приводит к ухудшению качества томографических изображений.
Реконструкция нативных сцинтиграмм в транс-верзальные томосрезы, как правило, осуществляется с помощью метода обратного проецирования, который разработан для «идеальной» томографии. К сожалению, в реальных условиях на регистрацию сцинтиграфических изображений влияют такие процессы, как ослабление и рассеивание излучения, статистические шумы. Для коррекции таких шумов используются специальные фильтры. В компьютерных системах сбора и обработки ОЭКТ-информации существует определенное количество таких фильтров, каждый из которых предназначен для использования в той или иной клинической ситуации. Существуют два типа фильтров: для изображений, в которых уровень шума незначителен (Hann) и для сцинтиграмм с высоким уровнем шума (Parzen, Batterworth). При этом последние осуществляют значительное сглаживание и усиление контрастности изображения.
