Ординатура / Хирургия / Библиотека им академика М.И. Перельмана / Книга_148_библиотеки_им_акад_М_И_Перельмана

Амплитуда сигнала от детектора зависит от энергии, заложенной в кристалле. Если число измеренных событий с заданной амплитудой построить как функцию амплитуды (рис. 8.1), то получится энергетический спектр. Форма энергетического спектра зависит от радиоактивного вещества и γ-лучей, испускаемых при его распаде, а также от характеристик материала детектора, но все энергетические спектры имеют общие особенности. Имеется один (или несколько) пик, называемый фотопиком, когда γ-лучи депонировали всю свою энергию в детекторе в результате одного или нескольких взаимодействий. Существует также широкая область с более низкой энергией, которая отражает неполное осаждение энергии γ-лучей в детекторе и/или комптоновское рассеяние γ-лучей в теле с последующей потерей энергии до обнаружения. Даже в отсутствие рассеивающего материала (например, для точечного источника в воздухе) фотопик не является острым пиком, а размыт. Это размытие, зависящее от свойств детектора, обусловлено статистическими флуктуациями при обнаружении фотонов и преобразовании энергии, заложенной в кристалле, в электрический сигнал. Для сцинтилляционных детекторов этот эффект сильнее, чем для полупроводниковых. Сцинтилляционные детекторы, есть несколько этапов процесса преобразования, которые подвержены статистическим флуктуациям, включая преобразование энергии γ-луча в сцинтилляционный свет, сбор сцинтилляционного света и преобразование его в фотоэлектроны на фотокатоде ПМТ и умножение этих фотоэлектронов на каждом диноде в ПМТ. Для полупроводниковых детекторов вводится статистическая неопределенность в число пар e-h, создаваемых при передаче энергии γ-луча, и в сбор этих пар.

комптоновских рассеяния в ткани. Однако по мере ухудшения энергетического разрешения необходимо принимать больше низкоэнергетических событий, поскольку фотопик включает в себя более низкие энергии γ-лучей. Например, для обнаружения аннигиляционных фотонов с энергией 511 кэВ, нижний энергетический порог для BGO (энергетическое разрешение 15–20 %) обычно 350–380 кэВ, в то время как для LSO (энергетическое разрешение 12 %) – 440– 460 кэВ, а для LaBr3 (энергетическое разрешение 6–7 %) нижний энергетический порог может быть установлен на уровне 480–490 кэВ при отсутствии потери нерассеянных γ-лучей.

В то время как измерение внешнего разрешения отражает разрешение всей системы визуализации. Всей системы визуализации, пространственное разрешение, достигаемое на изображениях пациентов обычно несколько хуже, чем внешнее пространственное разрешение. Пространственная выборка более тонкая, чем в клинических условиях, потому что размер пикселя обычно меньше, чем при исследовании пациентов, чтобы достаточно полно дискретизировать PSF или LSF. Для изображений, которые реконструируют данные, алгоритм реконструкции для оценки производительности часто используется не та техника, которая применяется для клинических данных; обычно указывается аналитический алгоритм, такой как фильтрованная обратная проекция для томографических систем, чтобы стандартизировать результаты между системами. Еще одним ключевым определяющим фактором клинического разрешения является шум в данных, который требует уменьшения шума уменьшения шума путем пространственного усреднения (сглаживания), которое размывает изображение. Для данных с высокой статистикой можно применить алгоритм резкой реконструкции, и полученное изображение будет иметь хорошее пространственное разрешение. Полученное изображение имеет хорошее пространственное разрешение. Для более типичных исследований в ядерной медицине исследований, где количество обнаруженных событий ограничено, применяется та или иная форма пространственного сглаживания, что приводит к размытию мелких структур.