Симонов Томографические измерителные информационные системы 2011

Переход от относительных единиц в процентах, например, δш% к величинам Нν осуществляется на основании следующих соотношений:

Следовательно, если δш (μизм ) = 0,5 %, то σш = 5Нν. Эти соотношения справедливы и для определения Не в величинах Нν. Для томографа РКТ-01 во всех пяти точках σш ≤ 5Нν нелинейность изображения Не ≤ 1 Нν, что соответствует заданным требованиям.

На пространственном фантоме определение разрешения х проводится предварительно визуальным образом: за х принимается расстояние между мирами, которые можно различать. Количественно можно подтвердить разрешение х по критерию (4.11'): уровень модуляции Kм в величинах Хаунсфилда должен быть не менее 190 Нν, если миры заполнены водой и измерение проводится относительно воздуха (рис. 5.20, б).

На плотностном фантоме определение разрешения Δμμ про-

водится визуальным образом по различимости включения наименьшего диаметра. В зоне этого включения измеряют контраст К относительно воды (фантом заполнен водой) в единицах Hv и определяют произведение “размер контраст”.По кривой контраст−деталь−доза (см. рис. 4.4.) определяют разрешаемый размер детали для заданного контраста Δμ/μ. Для РКТ-01 заданный контраст Δμ/μ = 0,5 %, что составляет в соответствии с (5.11) 5Нν, а произведение “размер контраст” равно 17,3 Нν·мм. Разделив найденное ранее произведение “размер контраст” на 5 Нν, получаем достижимый размер разрешаемой детали. Для

РКТ-01 он равен около 3,5 мм, что удовлетворяет заданным требованиям.

Необходимо отметить, выполнение требования по плотностному разрешению Δμ/μ = 0,5 % означает, что томограф должен изме-

411

рять коэффициент ослабления рентгеновского излучения ткани человека с точностью до третьего знака после запятой

( Δμ = 0,005μ ≈ 0,005 0,2 ≈ 0,001 1/см).

Это “жесткое” требование исходит из различия значений μ между здоровой и больной тканью человека [3] (табл. 5.4).

Таблица 5.4

Линейные коэффициенты ослабления (см –1) рентгеновского излучения для ткани человека

412

Глава 6. ПУТИ СОВЕРШЕНСТВОВАНИЯ РЕНТГЕНОВСКИХ КОМПЬЮТЕРНЫХ ТОМОГРАФОВ

6.1.Перспективы медицинской рентгеновской компьютерной томографии

Уменьшение времени сканирования, дозовой нагрузки на пациента, “открытость” поля реконструкции для проведения хирургических операций в реальном масштабе времени, получение многослойных томограмм, достаточно низкая стоимость и простота конструкции – все эти параметры определяют мировую тенденцию развития томографического приборостроения.

Совмещение всех этих качеств в одной конструкции представляет собой сложную научно-техническую задачу и в техническом плане не всегда невыполнимую. Однако определенное приближение к выполнению этих качеств можно достичь.

Минимальное время сканирования определяется ритмом работы сердца и равно около 50 мс. С помощью механического сканирования для получения томограмм такого времени достичь практически невозможно. Реальным вариантом является электронное сканирование – получение облучающих рентгеновских пучков в заданной геометрии с помощью магнитного управления электронного луча на мишени определенной конфигурации.

Дозовая нагрузка на пациента определяется величиной квантовой эффективности и режимом работы детектора. Для ее уменьшения необходим переход для газовых детекторов на пропорциональный счетный режим каждого зарегистрированного кванта или применение твердотельных полупроводниковых детекторов с квантовой эффективностью около единицы, работающих в интегральном режиме регистрации.

Наиболее перспективным типом детекторов является газовая координатная пропорциональная проволочная камера с коэффициентом газового усиления Kу > 10, позволяющая регистрировать каждый квант и обеспечивать разрешение 0,1–1 мм. Это уменьшает дозовую нагрузку в десятки раз по сравнению с применением ионизационной камеры.

413

у Ку х у

δх = 1 %, δу ≈ 0,3 %, т. е. при минимальном сигнале, который обес-что соответствуетх 10 10 ,. Для квантов и К

печивает для ионизационной интегральной камеры относительную погрешность 1 %, для пропорциональной камеры относительная погрешность будет в ≈ 3 разаменьше.

Таким образом, в соответствии с выражением (2.53) при применении пропорциональной камеры доза уменьшается для Ky = 10–20 приблизительно в 9–18 раз.

Пропорциональная координатная камера позволяет также получить многослойные томограммы.

“Открытость” поля реконструкции для проведения хирургических операций можно обеспечить определенным относительным расположением источника излучения и детектирующей системы.

На рис. 6.1 показана схема рентгенооптического тракта возможного рентгеновского томографа с малым временем сканирования (меньше 50мс). В качестве источника излучения используется трубка-бетатрон с источником электронов. Источником электронов может быть рентгеновская трубка с полым электродом, соединенным с вольфрамовой мишенью, расположенной в виде полосы на внутренней стенке трубки-бетатрона.

Электронный пучок источника электронов с помощью управляемой системы электромагнитов “прижимается” на мишень в нужной точке, образуя рентгеновский пучок данного ракурса. Количество электромагнитов равно количеству ракурсов. Рентгеновский пучок с мишени трубки-бетатрона через бериллиевое окно попадает на объект исследования и затем на многослойный коллиматор (10–11 слоев по 5–10 мм) детектора – пропорциональной ко-

414

ординатной камеры. Коллиматор обеспечивает уменьшение влияния рассеянного излучения, имеющегося в объекте от достаточно широкого рентгеновского пучка.

Дуга трубки-бетатрона позволяет выполнить “просмотр” объекта с ограниченного количества угловых точек его окружности. Это накладывает ограничение на применение алгоритмов реконструкции, основанных на интегральных преобразованиях (в том числе и ОПФС). Здесь целесообразно применение алгебраических итерационных методов реконструкции.

Источник электронов должен быть достаточно мощным и обеспечивать за 50 мс достаточную дозу рентгеновского излучения. Если принять анодное напряжение Ua = 120 кВ и допустимую дозовую отдачу приблизительно 3,5 рад, обеспечивающую электронным током Ja ≈350 мА за 6 с для стандартного томографа, то трубка-бетатрон высокоскоростного томографа должна обеспечить для детектора – ионизационной камеры за 50 мс анодныйток Ja ≈10 А. Применение пропорциональной камеры дает возможность уменьшить ток электронов до Ja ≈1–0,5 А.

415

Пространственное разрешение для области восстановления D ≈ 500 мм, которое можно достигнуть при обзоре угла в 90° труб- кой–бетатроном, количестве ракурсов на этом угле My ≈ 100, количестве единичных счетчиков пропорциональной камеры Ny ≈ 300, для алгебраического метода реконструкции составляет 1–3 мм, что приемлемо для проведения практической хирургии на сердце.

6.2. Вопросы малоракурсной технической рентгеновской компьютерной томографии плотных сред

Все положительные свойства медицинской томографии присущи технической:

получение “среза” гетерогенной структуры;

количественное измерение плотностного и пространственного разрешения;

отсутствие влияния “тени”;

локальное обнаружение дефекта с высоким пространственным разрешением при априорной информации об объекте.

Ограничение по дозе излучения, которое имеется в медицинской томографии, отсутствует для технической, т. е. требования по чувствительности детекторов в технической томографии упрощаются. Однако, возникают сложные вопросы с получением необходимого разрешения при малом количестве ракурсов, при возможном выпадении большого количества проекций, недостаточной мощности источника излучения при очень малом времени томографирования (экспозиции) (меньше 10 мкс), для системы детекти-

рования с достаточно большим динамическим диапазоном измере-

ния (>104–105).

При создании любого томографа, как это следует из предыдущих глав, должна использоваться следующая методология проектирования:

1.Анализ объекта исследования: материал, размеры, конфигурация (симметрия), требования пространственного и плотностного разрешения, априорные сведения (знания) о физических свойствах объекта (распределение плотности в пространстве и во времени).

416

2.Выбор диапазона энергии и интенсивности источника излучения. Критерии выбора:

минимальное значение линейного коэффициента ослабления μ;

достаточный контраст фона и плотностных измеряемых локальных точек;

детектирование с высокой квантовой эффективностью;

выполнение принципа полупрозрачности.

3.Определение динамического диапазона измерения томографического параметра объекта.

4.Выбор детектора (рабочего материала), исходя из диапазона энергии излучения, эффективности, соотношения сигнал/шум.

5.Выбор геометрии сканирования (в том числе количества детекторов, ракурсов, геометрических параметров коллимации пучка и т. д.) исходя из мощности дозы источника, квантового шума на детекторе, требований по разрешению.

6.Определение точности (стабильности):

интенсивности и спектра источника излучения;

системы детектирования (в том числе электронного преобразования);

геометрии сканирования.

7.Выбор алгоритмов реконструкции томограмм (ОПФС, двойного дифференцирования, Фурье, алгебраические итерационные), ядер фильтрации, параметров регуляризации.

8.Определение калибровок рентгенооптического тракта:

нормировка детекторов;

калибровка на фантомах;

коррекция невыполнения физических приближений (влияние полихроматичности, рассеянного излучения, различного рода нелинейностей).

9.Создание экспериментальной установки томографа подобной реальному, для подтверждения основных параметров и процессов в создаваемом томографе.

Если рассматривать объект исследования в виде шара из плотного материала, например, свинца или шаровой оболочки из графита, применяя вышеизложенную методологию, можно определить основные параметрытомографа.

417

В табл. 6.1 показаны основные параметры созданного медицинского томографа РКТ-01 (для сравнения) и расчетные параметры гипотетических технических томографов статического (с большим временем сканирования и большим количеством ракурсов) и динамического (с малым временем сканирования и малым количеством ракурсов).

Для технической (статической) томографии плотных объектов неразрешимых проблем нет, так как время сбора “статистики” фотонов может быть неограниченным, количество ракурсов может быть любым (600 и более), источник излучения и детекторную линейку (матрицу) можно подобрать с заданными характеристиками.

Для технической (динамической) томографии плотных объектов есть достаточно серьезные проблемы.

1. Малое время экспозиции (меньше 10 мкс) диктует выбор достаточно мощного источника излучения (103 –106 Р/с).

2.Лимитированная мощность реального источника излучения, высокая его стоимость и другие факторы могут значительно ограничить количество ракурсов (угловой просмотр объекта), здесь изза малого времени экспозиции невозможно применить механическое сканирование.

3.При малом количестве ракурсов ( M <20), как видно из рис. 4.11, алгоритм интегральных преобразований ОПФС может давать большие погрешности. Применение алгебраических алгоритмов реконструкции может обеспечить пространственное разрешение не более 3 мм и плотностное – не более 10–12 % относительно плотности объекта для деталей не менее 3–5 мм.

В любом варианте алгоритма реконструкции для увеличения разрешения потребуется доопределять задачу, т. е. “априори” (до опыта) на основании физических представлений исследуемого динамического процесса необходимо иметь модель “симметрии” предполагаемого

распределения μ0 и х0, для которых можно задавать (рассчитывать) на дополнительных ракурсах дополнительные лучевые суммы;

4. При томографировании оболочки из графита задача становится еще более некорректной, так какздесь может быть выпадание множества отсчетов в малоракурсных проекциях (рис. 6.2.). Число ракурсов должно быть таким, чтобы на просвечиваемой части обо-

419

лочки набралась необходимая “плотность” лучевых сумм в разных направлениях.

Рис. 6.2. К вопросу выпадения проекций при непросвечивании плотных объектов (Рb)

5. Трудности калибровки для веерной схемы сканирования при энергии излучения источника Eэф ≈ 4–6 мэВ (см. табл.6.1) и его

широком спектре. Измерительные и калибровочные фантомы для плотных сред должны корректировать влияние полихроматичности и рассеянного излучения.

При проектировании технического томографа для исследования плотных сред необходимо использовать накопленный отечественный и зарубежный опыт разработки статических томографов. В табл. 6.2 показаны характеристики российских и зарубежных технических (статических) томографов.

Для томографии (статической) плотных сред выше приведенные томографы малопригодны:

мала мощность источника излучения;

спектр излучения не оптимален для просвечивания свинца;

большое время сканирования (малое количество детекторов, параллельная схема сканирования).

420