Добавил:
Sekretar
kiopkiopkiop18@yandex.ru
t.me/Prokururor I Вовсе не секретарь, но почту проверяю
Опубликованный материал нарушает ваши авторские права? Сообщите нам.
Вуз:
Предмет:
Файл:Ординатура / Хирургия / Библиотека им академика М.И. Перельмана / Книга_148_библиотеки_им_акад_М_И_Перельмана
.pdf
https://t.me/med1917
(коэффициент вариации) количества пикселей, полученное в результате
статистики подсчета Пуассона, было меньше желаемой однородности.
Например, если требуется коррекция однородности более чем на 1 %, среднее
число отсчетов на пиксель в потоке однородности должно быть больше 1/0,012 =
10 отсчетов на пиксель. Таким образом, общее количество отсчетов в потоке
зависит от количества активных пикселей на изображении. Поскольку
неоднородности, как правило, имеют относительно низкую частоту, это
ограничение может быть, до некоторой степени, ослаблено с помощью
фильтрации нижних частот, применяемой к потоковому изображению
Изображения внутреннего потока обычно получают с помощью точечного
источника (или шприца), содержащего небольшое количество интересующего
изотопа. Если источник расположен на расстоянии, более чем в пять раз
превышающем наибольший линейный размер поля обзора камеры от лицевой
стороны камеры, то излучение камеры можно считать равномерным.
Рис. 11.19. Изображения, получаемые с помощью гамма-камеры с плохим (слева) и хорошим
(справа) набором примененных коррекций. Следует отметить, что изображения отображаются
в окне таким образом, что яркость представляет относительно небольшой диапазон значений
счетчика, чтобы усилить различия. Перченая текстура обусловлена квантовым шумом, и этого
следовало ожидать. Квантовый шум преувеличен из-за используемого оконного режима и может
быть уменьшен путем получения изображений с очень высоким количеством наводнений
Поскольку однородность камеры, как правило, будет варьироваться в
зависимости от энергии используемого изотопа и энергетического окна, в идеале
эту поправку следует вносить для каждого используемого изотопа и
энергетического окна. Скорость подсчета при получении должна быть в
допустимых пределах, чтобы избежать эффекта высокой скорости подсчета.
Изображения внешнего потока создаются с использованием источника
потока или листа. Заполняемые источники потока имеют то преимущество,
что их можно использовать для любого изотопа. Однако при заполнении
фантома необходимо соблюдать большую осторожность, чтобы удалить
пузырьки, перемешать активность и поддерживать постоянную толщину
источника. Кроме того, изображения должны быть получены для каждого
коллиматора, используемого с данным изотопом. В результате для получения
327
https://t.me/med1917
изображений внешнего потока часто используются листовые источники 57Co.
Они имеют преимущество в удобстве, но, строго говоря, действительны
только для одного изотопа.
Одним из способов воспользоваться преимуществами обоих подходов
является выполнение коррекции однородности с использованием комбинации
собственных изображений наводнения для каждого используемого изотопа и
внешнего изображения наводнения, полученного для рассматриваемого
коллиматора. Этот подход предполагает, что однородность коллиматора не
зависит от энергии и, таким образом, может быть измерена, например, с
помощью листового источника 57Co. Не все производители оборудования
поддерживают этот подход. Некоторые производители предполагают, что
поправки на энергию и линейность предоставляют однородность, которая не
зависит от энергии, и, таким образом, они рекомендуют использовать только
внешнее изображение потока для коррекции однородности. Другой подход
заключается в том, чтобы сначала подтвердить однородность всех коллиматоров
с помощью изображения потока из листового источника с внутренней
коррекцией для 57Co. Затем получают изображение внешнего потока для каждого
используемого изотопа и используют его для коррекции однородности для этого
изотопа, предполагая, что коллиматор достаточно однороден. Наилучший
подход зависит от характеристик отдельной камеры.
11.2.2.7. Обрамление изображения
Заключительным этапом создания изображений гамма-камеры является
кадрирование изображения. Кадрирование изображения относится к построению
пространственных гистограмм отсчетов в зависимости от положения и, возможно,
других переменных. Это включает в себя несколько этапов и обычно выполняется
либо микропроцессорами в камере, либо компьютером сбора данных. На этом этапе
положение сопоставляется элементам в двумерной матрице пикселей.
Соотношение между индексом пикселя и физическим положением линейно
связано с отношением максимального размера поля обзора камеры к количеству
пикселей, коэффициенту масштабирования и смещению изображения.
Коэффициент масштабирования позволяет увеличить изображение таким образом,
чтобы интересующий объект заполнял изображение целиком. Это может быть
полезно, например, при съемке небольших объектов. Это приводит к тому, что
размер пикселя на изображении в 1 раз больше/коэффициент масштабирования,
чем на не увеличенном (коэффициент масштабирования равен единице)
изображении. Следует отметить, что даже при уменьшении размера пикселя
разрешение изображения не обязательно улучшится до тех пор, пока исходный
размер пикселя меньше внутреннего разрешения. Например, если исходный размер
пикселя равен 3,2, а внутреннее разрешение – 4 мм, коэффициент увеличения,
равный двум, приведет к размеру пикселя 1,6 мм, но внутреннее разрешение попрежнему будет составлять 4 мм. Смещение изображения может быть
использовано для смещения изображения таким образом, чтобы интересующий
объект находился в центре полученного изображения.
328
https://t.me/med1917
Помимо добавления отсчетов к соответствующему пикселю в
пространстве, алгоритм кадрирования выполняет ряд других важных функций.
Первая заключается в отбраковке фотонов, которые находятся за пределами
интересующего энергетического окна. Это делается для отбраковки рассеянных
фотонов. Гамма-камеры обычно предоставляют возможность одновременного
кадрирования изображений, соответствующих более чем одному
энергетическому окну. Это может быть полезно для изотопов, имеющих
несколько фотоприемников, для получения данных в энергетических окнах,
используемых алгоритмами компенсации рассеяния, или для получения
одновременных изображений двух или более радионуклидов. Программные
средства для кадрирования обычно позволяет суммировать фотоны из
нескольких несмежных энергетических окон в одно изображение, а также
одновременно кадрировать несколько изображений из разных энергетических
окон в разные изображения. Часто существует ограниченное количество
энергетических окон, которые можно поместить в рамку для одного
изображения, и ограничение на количество изображений, которые можно
поместить в рамку за один раз. Эти ограничения могут зависеть от размера
изображения, особенно если кадрирование выполняется микропроцессором в
камере с ограниченной памятью.
Второй важной функцией, осуществляемой системой кадрирования,
является возможность получения последовательности динамических
изображений. Это означает, что фотоны записываются в набор изображений в
зависимости от времени после начала съемки. Например, изображения могут
быть получены в виде набора изображений с длительностью кадра 10 с. Таким
образом, в течение первых 10 с фотоны записываются в первое изображение; в
течение вторых 10 с они записываются во второе изображение; и так далее.
Таким образом, точно так же, как и получают множество изображений в случае
получения многоэнергетического окна, получают множество изображений,
соответствующих последовательному набору временных интервалов. Это
проиллюстрировано на рис. 11.20, где получены семь динамических кадров за
временной интервал T. Динамическое кадрирование используется для
мониторинга таких процессов, как функция почек, опорожнение желудка и т. д.
Временные рамки часто неодинаковы по продолжительности, поскольку на
ранних этапах может наблюдаться более быстрое поглощение и более поздняя
фаза вымывания, при которой изменение активности со временем происходит
медленнее. Количество или скорость получения динамических кадров часто
ограничены из-за ограничений в памяти кадрирования, и это ограничение может
зависеть от размера изображения.
Управляемый сбор данных аналогичен динамическому сбору данных в том
смысле, что фотоны записываются в набор изображений в зависимости от
времени их обнаружения. Однако при контролируемом получении время зависит
от физиологического триггера, такого как сигнал электрокардиограммы (ЭКГ),
который подает сигнал в начале каждого сердечного цикла. Это подходит для
процессов, которые являются периодическими. Фотоны подсчитываются в
наборе кадров, каждый из которых соответствует подинтервалу времени между
329
https://t.me/med1917
двумя триггерами. Например, следует рассмотреть две нижние иллюстрации на
рис. 11.20. В обоих случаях интервал между входами делится на четыре
подинтервала (при визуализации сердца обычно используется 8 или 16 кадров,
но для простоты в этом примере проиллюстрировано 4). Фотоны, поступающие
в каждый из подинтервалов, подсчитываются в соответствующем кадре. Таким
образом, для визуализации сердца распределение активности в течение первой
четверти сердечного цикла отображается на кадре 1, вторая четверть – на кадре
2 и т. д. Это полезно для оценки движения стенки и утолщения. Так же, как при
динамическом и многооконном сборе данных, могут существовать ограничения
на размер и количество кадров из-за ограничений в памяти кадрирования на
компьютере сбора данных.
Поскольку логический элемент выводится из физиологического сигнала, а
физиологические сигналы не обязательно являются точно периодическими,
алгоритм кадрирования должен обрабатывать случай переменных временных
интервалов между сигналами логического элемента. При визуализации сердца
это соответствует изменениям частоты сердечных сокращений. Рисунок 11.20
также иллюстрирует два способа решения этой проблемы. В первом методе
кадры соответствуют фиксированным временным интервалам. Что обычно
делается, так это измеряется средняя частота сердечных сокращений и делится
на количество кадров за цикл. Фотоны, поступающие в течение каждого из этих
временных интервалов, затем объединяются в изображение, соответствующее
каждому временному интервалу. Трудности возникают, когда существуют
различия в продолжительности сердечного цикла. Рисунок 11.20 иллюстрирует
случай, когда есть удары, которые на 5 % длиннее и на 5 % короче среднего. При
кадрировании с фиксированным временным интервалом фактический интервал
для четвертого кадра будет увеличиваться или сокращаться при изменении
продолжительности сердечного цикла. Это приведет к размытию закрытых
изображений при движении. Альтернативой является изменение длины
подинтервалов для каждого такта на основе времени между гейтами для этого
такта. Это устраняет проблему с размытием при движении, описанную выше.
Однако для этого также требуется буферизация событий на период между
гейтами, прежде чем их можно будет обрамить. Одним из дополнительных
преимуществ этого подхода является то, что плохие такты (т. е., которые длиннее
или короче среднего такта более чем на определенную долю средней длины
такта) могут быть отброшены.
Конечным режимом сбора данных является получение в режиме списка.
При получении в режиме списка энергии и положения входящих фотонов просто
сохраняются в файл в том порядке, в котором они появляются. Дополнительная
информация записывается в виде событий в потоке в режиме списка. Эти
события включают в себя такие вещи, как физиологические триггеры, движение
портала или стола, начало и остановка сбора данных, а также временные метки,
которые вводятся через регулярные промежутки времени. Преимущество
данных в режиме списка заключается в том, что они содержат всю информацию,
полученную во время сбора. В результате его можно ретроспективно
переформатировать, используя разные размеры пикселей, энергетические окна,
330
Время с начала получения
Получение в режиме ожидания – фиксированные интервалы между кадрами
Кадр 1
Получение в режиме ожидания – фракции с фиксированием кадров
Время с начала получения
Динамическое получение
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Время с начала получения
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 5
Кадр 6
Кадр 7
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Затвор 1
Затвор 2
Затвор 3
Затвор 4
Затвор 5
Затвор 6
Затвор 7
Затвор 8
Затвор 1
Затвор 2
Затвор 3
Затвор 4
Затвор 5
Затвор 6
Затвор 7
Затвор 8
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
Кадр 1
Кадр 2
Кадр 3
Кадр 4
https://t.me/med1917
интервалы кадров и т. д. Однако недостатком является то, что файлы в режиме
списка очень большие (обычно для каждого фотона хранится восемь или более
байт данных). Режим списка часто недоступен для рутинного клинического
использования, но может быть очень полезен для исследовательских целей.
Рис. 11.20. Сравнение динамического и закрытого режимов съемки. Во всех случаях время
отображается вдоль горизонтальной оси. При динамической съемке фотоны
формируются в различные изображения в зависимости от времени после съемки. В этом
случае интервал между динамическими кадрами равен T. При стробированном получении
фотоны формируются в набор изображений на основе времени по отношению к
предыдущему сигналу затвора. Сигнал затвора выводится из физиологического триггера,
такого как R-волна в сигнале электрокардиограммы. Для двух примеров динамического
стробирования интервал времени между сигналами затвора 1–5 и 7–8 одинаков, но
интервал между сигналами затвора 5–6 и 6–7 на 5 % длиннее и на 5 % короче среднего
интервала. Проиллюстрированы два метода разделения временного интервала между
затворами, фиксированные интервалы и фиксированные доли. В методе с фиксированным
интервалом фотоны помещаются в рамки с фиксированной шириной. В этом случае
дополнительное время (5 % от T) между элементами 5–6 не учитывается, а интервал, в
течение которого подсчитываются фотоны в кадре 4 в интервале времени между
элементами 6–7, сокращается на 20 % (5 % от T)
331
https://t.me/med1917
11.2.2.8. Корпус камеры
Корпус камеры содержит детектор излучения и служит креплением для
коллиматоров. Корпус выполняет ряд важных функций. Во-первых, он должен
предоставить защиту от излучения, чтобы фотоны могли проникать в камеру
и регистрироваться только с помощью коллиматора. Это экранирование
выполнено из свинца, и, поскольку кристалл и матрица ФЭУ большие, корпус
также должен быть большим и довольно тяжелым. Кроме того, ФЭУ очень
чувствительны к магнитным полям. Таким образом, корпус включает в себя
экраны из мю-металла вокруг ФЭУ для экранирования магнитных полей. При
их отсутствии возможны отклонения в чувствительности и однородности изза изменений положения камеры относительно окружающих магнитных
полей, включая магнитное поле Земли. Фотоэлементы и детекторная
электроника чувствительны к колебаниям температуры и выделяют
значительное количество тепла. В результате корпус должен включать
систему контроля температуры, обычно в виде вентиляторов для циркуляции
воздуха и осуществления вентиляции.
Последней важной функцией корпуса камеры является осуществление
крепления коллиматоров. Высокоэнергетические параллельные камеры и
камеры-обскуры могут весить более 100 кг, поэтому система крепления должна
быть достаточно прочной, чтобы надежно выдерживать такой вес. Задняя
поверхность коллиматора (за исключением коллиматоров с точечными
отверстиями) должна находиться в непосредственной близости от кристалла,
чтобы предоставить максимально возможное разрешение. Поскольку
коллиматоры часто меняются несколько раз в день, система крепления должна
осуществлять легкое снятие и замену коллиматора. Большинство современных
камер оснащены автоматическими или полуавтоматическими системами замены
коллиматора. Таким образом, система фиксации коллиматора часто включает в
себя автоматическую систему блокировки. Наконец, современные камеры
включают сенсорные датчики на лицевой стороне коллиматоров и часто
включают датчики приближения. Сенсорные датчики активируются, когда
лицевая сторона коллиматора касается пациента или кровати, и отключают
движение камеры. Это делается для безопасности пациента и во избежание
травмирования пациента или повреждения камеры. Иногда также включается
датчик приближения. Обычно он состоит из массива светодиодов со встречным
массивом фотодиодов. Они монтируются таким образом, чтобы световой луч от
светодиодов был параллелен лицевой стороне камеры. Близость к пациенту
может быть обнаружена, когда один из световых лучей прерывается частью тела
пациента. Датчик приближения может использоваться для автоматического
определения орбиты камеры, который размещает камеры близко к пациенту при
каждом положении камеры. Электрические соединения между корпусом и
коллиматором осуществляют связь с сенсорными датчиками и датчиками
приближения, а также предоставляют информацию о том, какой тип
коллиматора установлен.
332
Ось Z
(ось
вращения
гантри)
https://t.me/med1917
Рис.11.21. (a) Поперечное сечение гамма-камеры с двумя головками, способной получать два
изображения одновременно. В этом примере следует отметить, что головки ориентированы
на расстоянии 180° друг от друга, хотя также возможна конфигурация под углом 90°. Для
получения данных ОФЭКТ требуется вращение головок гамма-камер вокруг продольной оси
пациента, как указано. (b) Поперечный срез с наложением положений четырех различных
ориентаций камер для иллюстрации получения нескольких угловых изображений
11.2.3. ОФЭКТ
11.2.3.1. Системы ОФЭКТ с гамма-камерой
В дополнение к требованиям к программным средствам для реконструкции
изображений, ОФЭКТ связана с требованиями к оборудованию, которые
выходят за рамки тех, которые необходимы для планарной визуализации. Хотя
были разработаны различные конфигурации ОФЭКТ, наиболее
распространенная реализация предполагает использование обычной гаммакамеры в сочетании с порталом, который позволяет поворачивать всю головку
детектора вокруг пациента [11.2]. Вращение портала происходит вокруг
продольной оси пациента (см. рис. 11.21) и обычно выполняется дискретными
шагами (шаг и бросок), хотя также может поддерживаться непрерывное
движение. Во время вращения портала кровать пациента обычно не
перемещается, поэтому в этом отношении получение данных ОФЭКТ больше
похоже на обычную компьютерную томографию, чем на спиральную
компьютерную томографию. Таким образом, плоские изображения
распределения радиоактивности in vivo могут быть получены при различных
угловых ориентациях, и эти данные могут быть использованы для формирования
проекций, необходимых для реконструкции изображения с помощью
компьютерной томографии.
В принципе, поворот гамма-камеры примерно на 180° позволяет получить
достаточное количество проекций для томографической реконструкции. Однако
на практике противоположные изображения, полученные на расстоянии 180°
333
https://t.me/med1917
друг от друга, различаются из-за различных факторов (ослабление фотонов,
реакция коллиматора, зависящая от глубины), и данные ОФЭКТ обычно
получают на расстоянии более 360°. Теория компьютерной томографии
определяет количество требуемых угловых выборок, но для многих ОФЭКТисследований может быть приемлемо около 128 просмотров. Время,
необходимое для получения этих множественных проекций с надлежащим
статистическим качеством, является практической проблемой для клинической
ОФЭКТ, где движение пациента ограничивает время, доступное для сбора
данных. В попытке решить эту проблему распространенным подходом в
современных конструкциях ОФЭКТ является увеличение количества
детекторных головок, чтобы можно было получать несколько изображений
одновременно. В настоящее время преобладают системы с двумя детекторными
головками, хотя также существуют гамма-камеры с тремя детекторными
головками. Увеличение количества детекторных головок повышает
эффективную чувствительность системы для ОФЭКТ за счет увеличения
стоимости. Гамма-камеры с двумя головками часто считаются
предпочтительной конфигурацией для систем, предназначенных не только для
ОФЭКТ, но и для приложений общего назначения, включая исследования всего
тела, где требуется одновременное получение передних и задних плоских
изображений.
В дополнение к вращательному движению, необходимому для ОФЭКТ,
также требуется гибкость при взаимном расположении детекторных головок.
Для ОФЭКТ общего назначения с системой с двумя головками две головки
обычно ориентированы противоположно (иногда их называют H-режимом), а
отбор проб на 360° достигается поворотом портала на 180°. Напротив, ОФЭКТ
сердца часто выполняется с датчиками, ориентированными под углом 90° друг к
другу (иногда называемый L-режимом). В этом режиме портал поворачивается
на 90°, и два датчика получают проекции примерно на 180° из правого переднего
наклонного положения в левое заднее наклонное положение. Несмотря на
получение данных только на 180°, этот режим имеет преимущества для
кардиологических приложений, поскольку он позволяет минимизировать
расстояние между сердцем и детекторами, тем самым уменьшая затухание и
потери пространственного разрешения в зависимости от глубины. Другие
подходы к минимизации расстояния между детекторами и пациентом во время
сбора данных ОФЭКТ включают дополнительное управление вращательным
движением головок детекторов. Для детекторов, вращающихся по круговой
орбите, это включает в себя регулировку радиуса вращения для отдельных
исследований таким образом, чтобы свести к минимуму расстояние от источника
до коллиматора. Другие варианты включают детекторы, которые вращаются не
по круговой орбите, а по эллиптической, или, в качестве альтернативы,
изменяемое вращательное движение, повторяющее контуры тела.
Гибкость движений, доступная в современных системах ОФЭКТ, делает
особенно важным осуществление правильной ориентации детекторов. Это
означает, что заданный угол поворота точно достигается под всеми углами.
Детекторные головки также должны быть идеально ориентированы параллельно
334
Угол
поворота
Ось x
Ось z
Ось x
https://t.me/med1917
оси z системы, чтобы при каждом угловом просмотре отображался один и тот же
объем. Кроме того, важно, чтобы центр каждой угловой проекции
соответствовал центру механического вращения. Ошибки, вызванные этими
факторами, потенциально могут привести к потере пространственного
разрешения и появлению искажений изображения или кольцевых артефактов.
Для выявления и устранения этих проблем используется экспериментальная
процедура поворота центра. Небольшой точечный источник помещается в поле
зрения не по центру. Выполняется сбор данных ОФЭКТ и на результирующих
синограммах измеряются отклонения от ожидаемой синусоидальной формы.
Рис. 11.22. (a) Серия плоских изображений, полученных при различных угловых ориентациях.
Выборка из четырех изображений была извлечена из в общей сложности 128 изображений,
полученных примерно на 360°. Следует отметить, что ось z представляет осевое положение
и является осью вращения портала. (b) Синограмма, соответствующая определенному
осевому положению. Красные линии в (b) указывают на трехмерные проекции, которые были
извлечены из соответствующих плоских изображений, показанных в (a)
Хотя ОФЭКТ может быть выполнена с различными геометриями
коллиматора, такими как конусообразный луч или точечное отверстие, большая
часть настоящего обсуждения предполагала коллиматор с параллельным
отверстием. В этом случае каждый плоский вид состоит из нескольких трехмерных
проекций, каждая из которых измеряется в разных осевых положениях (рис. 11.22).
Каждая проекция определяется отверстиями коллиматора и аппроксимирует ряд
параллельных линейных интегралов распределения активности в поле зрения. На
практике эти линейные интегралы существенно искажаются из-за эффектов
ослабления фотонов, рассеяния и зависящего от глубины отклика коллиматора.
Каждый из этих факторов требует исправления программных средств, и эти
исправления описаны в следующих параграфах.
335
Источник
https://t.me/med1917
11.2.3.2. Коррекция затухания
Стандартные алгоритмы томографической реконструкции, такие как
основанные на отфильтрованной обратной проекции, предполагают, что
измеренные проекции представляют собой линейные интегралы по объекту.
Однако при ОФЭКТ взаимодействие фотонов посредством фотоэлектрического
поглощения и комптоновского рассеяния внутри пациента приводит к
ослаблению проекций. Ослабленные проекции
(t) могут быть описаны для
двумерного случая уравнением:
где – геометрия проиллюстрирована на рисунке 11.23. В этом уравнении
единичные векторы nθ и mθ соответствуют условным обозначениям на рис. 11.23,
t – трансаксиальное расстояние в проекции от проецируемого положения начала
координат, а l – расстояние вдоль линии проекции от поверхности детектора.
a(x) – это распределение активности и выдает активность в точке x. Следует
отметить, что интеграл в экспоненте представляет собой интеграл через
распределение затухания µ(x) от точки x = lnθ + tmθ. Таким образом, экспонента
представляет затухание фотонов, испускаемых в точке x, по мере их обратного
движения к детектору.
Рис. 11.23. Геометрия проекции, используемая для описания ослабленной проекции в ур. (11.8).
На этом рисунке проекция расположена под углом θ. Предполагается коллиматор с
параллельным отверстием, и единичный вектор nθ перпендикулярен коллиматору и
параллелен проекционным лучам. Единичный вектор mθ параллелен поверхности коллиматора
и перпендикулярен nθ. Переменная t – это расстояние вдоль детектора от проектируемого
положения начала координат
336
Соседние файлы в папке Библиотека им академика М.И. Перельмана