Документ: 6OMkzBKrZ3, страницы 11-15 | База учебных материалов

Начало

Выбор

изображения

Загрузка

изображения

Редактирование

изображения

Выбор типа

зубо-

челюстной Рис. 9. Снимок до коррекции

системы

Коррекция

изображения

Сохранение

изображения

Выход

Рис. 8. Структурная схема программы

Рис. 10. Снимок после коррекции

Для реализации обработки снимков в среде разработки Qt была создана специализированная программа. При тестировании программы пациент во время снимка держал во рту тест-объект – тонкую проволоку с нанесенными на нее рисками. На получаемых снимках расстояния между рисками увеличивались так же, как и соответствующие участки зубного ряда. Затем снимок загружался в программу и корректировался с использованием выражений (2-4). Эффективность программы иллюстрирует таблица 3.

Таблица 3. Выравнивание коэффициента увеличения изображения с помощью программы

№ зуба	Анатомический размер, мм	Размер изображения, мм	Коэфф. увеличения

1	5	5,5	1,1

2	5	5,5	1,1

3	7	7	1

4	7	7,5	1,07

5	7	7	1

6	7,5	7,5	1

7	10	9,5	0,95

Таким образом, можно утверждать, что применение программы позволит рентгенологам более корректно оценивать общее состояние зу- бо-челюстной системы и отдельные ее дефекты, а врачам-стоматологам – производить безошибочные расчеты параметров коронок и имплантатов.

9

Втретьей главе рассмотрены особенности режимов съемки, а также механизма формирования изображения в интраоральной панорамной рентгенодиагностике.

Всвязи с тем, что рентгеностоматологические исследования вносят наибольший вклад в медицинское облучение населения, при разработке новых методов диагностики основное внимание необходимо уделить определению радиационной нагрузки. Эффективная доза E для пациентов определяется как:

E R i t Ke , мкЗв ,

(5)

где R – радиационный выход, (мГр×м2)/(мА×сек); i – ток трубки, мА; t – время экспозиции, с; Ke – коэффициент перехода от радиационного выхода к эф-

фективной дозе, мкЗв/(мГр×м2). Для современных ортопантомографов средняя эффективная доза облучения пациента составляет 13,5 мкЗв за одно исследование. Так как излучение в интраоральной панорамной рентгенодиагностике проходит только через отделы лицевого черепа, то традиционный подход к определению дозы облучения пациентов, учитывающий облучение всего черепа, недопустим. Ввиду схожести геометрии съемки инраоральной панорамной и прицельной рентгенографии, было предложено использовать коэффициент Ke в модифицированном виде:

Ke (Keпв Keпн ) m2 ,

(6)

где Кeпв – коэффициент для съемки прикуса верхней челюсти; Кeпн – нижней челюсти; m – соотношение кожно-фокусных расстояний для прицельной и интраоральной панорамной рентгенографии, численно равное 1,67. В этом случае Кe равен 320 мкЗв/(мГр×м2), а эффективная доза составляет 1,2 мкЗв за исследование для взрослого мужчины среднего телосложения. Расчетные данные хорошо кореллируют с экспертными, полученными методом ТЛД-дозиметрии.

Рост разрешающей способности приемников излучения (зачастую избыточный для конкретного вида исследований) приводит к снижению их чувствительности, повышению времени экспозиции и, как следствие, к тому, что пациент получает необоснованно завышенную дозу облучения. Для оптимизации режимов съемки предложена методика расчета формируемого снимка, учитывающая режимы работы аппарата, ослабление излучения структурами объекта, размытие изображения ввиду конечности размеров

фокусного пятна и влияние шумов на качество изображения.
В предложенной методике		матрицу изображения описывается как
P(a, b) I			x2
		d 1	2	2 ,		(7)

	x2		a q	d 1	b q
		2		2

где а и b – координаты пикселя в матрице; q – размер пикселя, мм; d – число пикселей в матрице; x – расстояние до центра матрицы (приемника), мм.

10

Если рассматривать ослабление излучения в объекте, то тогда выражение (7) примет вид:

	d 1			2	d	1	2
	d 1		a q		d	1	b q

P2(a, b) if	2					2		,	(8)
	2					2
			2
		x	2
	R		, P(a, b), P(a, b) e μ D(a,b)
	R	X	, P(a, b), P(a, b) e μ D(a,b)
		X

где μ – коэффициент ослабления материала объекта, г/см2; D(a,b) – толщина ослабляющего слоя, вычисляемая по следующему выражению:

		d 1		2		d 1			2
		d 1	a	q		d 1	b q			X 2

2					2
D(a, b) 2 R2											.	(9)
D(a, b) 2 R2				d 1	2			d	1	2	.	(9)
2					2					2
2
	X X1				a q					b q
	X X1			2	a q		2			b q
				2			2

Конечность размеров фокусного пятна можно оценить с помощью:

	1		1	x -	2
f ( x )		exp -			,	(10)

			2
	2

где x – переменная радиуса фокусного пятна; μ – смещение максимума распределения от нуля; σ – степень размытия изображения. Если учесть увеличение изображения, то форму распределения фокусного пятна в плоскости приемника можно описать выражением:

d d

1

( A a )2

1

( B b )2

F( a,b )

0 0 P2( A,B )

exp

dAdB , (11)

Y 2

2 f

Y 2

2 f

Y 2

2 f

q

где f = X1/(x-X1) – коэффициент увеличения изображения для рассматриваемой модели; Y – диаметр фокусного пятна.

Ослабление

Размытие

Учет шумов

Рис. 11. Пример реализации модели для сферического объекта

С использованием полученных выражений была разработана модель участка зубочелюстной системы (зуб, ткани нижней челюсти и ткани лица).

11

Рис. 12. Модель участка зубочелюстной системы

	1055	µ, г/см2
1×10		µ, г/см2
	1044			дентин
	1044			кость
1×10				кость
				мягкие ткани
	1033			пульпа
1×10				пульпа
Dentin(E)
Dentin
Pulp(E) Pulp1×10
	1002
Bone(E)
Bone
M eat(E) Meat	10
M eat(E) Meat	10
	11
	0,1.1
	0,01	5	10
	.01			15	20
		5	E, кэВ	15	20
			E
Рис. 13. Массовые коэффициенты ослабления
	излучения в различных тканях модели

Сравнение реальных снимков с моделированными по описанной методике (размер фокусного пятна – 0,5 мм, разрешающая способность приемника

– 10 п. лин. на мм, фильтр – 1,5 мм алюминия) показывает достаточно высокую точность модели для расчета оптимальных режимов съемки.

Плоскость 1	Плоскость 1
	Плоскость 1
Плоскость 2
	Плоскость 2

	Рис. 14. Снимок участка зубного ряда						Рис. 15. Смоделированное изображение


	200						200
	100						100
	0						0
		0	50	X	150	200		0	50		150	200
										X





Рис. 16. Плотность почернения в плоскости 1							Рис. 17. Плотность почернения в плоскости 2

Описанная методика позволяет определить оптимальнмые физи- ко-технические условия съемки и, тем самым, повысить эффективность исследований и снизить эффективную дозу облучения пациентов.

12

В четвертой главе приведены результаты исследования эксплуатационных параметров интраоральных рентгеновских аппаратов.

Для определения диаграммы направленности излучения была проведена серия экспериментов с использованием термолюминесцентных дозиметров. Результаты измерения мощности дозы приведены в таблице 4.

Таблица 4. Мощность дозы излучения на поверхности анода

Положение детекторов	8	18	28	40	50	60

P, мР/сек при Ua = 50 кВ	96	162	13	1	0	0

P, мР/сек при Ua = 60 кВ	376	213,5	5,6	3,2	1,5	1

P, мР/сек при Ua = 70 кВ	944	294	62	15,2	3,2	1,3

Полученные данные позволили определить диаграмму направленности излучения. Чтобы ограничить область воздействия излучения на пациента исключительно отделами лицевого черепа была рассчитана оптимальная форма свинцовой диафрагмы для анода, формирующая поток в виде веера.

			Свинцовая диафрагма
	Мишень анода		Свинцовая диафрагма

«Рабочая» область анода

Рис. 19. Диафрагма

Излучение

Рис. 18. Диаграмма
направленности	Рис. 20. Поле облучения

Диафрагма изготовлена из свинцового листа толщиной 0,5 мм, что эквивалентно кратности ослабления излучения K = 100. Углы раствора веера таковы, что размеры поля облучения на расстоянии от торца анода 6 см соответствуют формату рентгеновской пленки 15х30 см.

В действующих нормативах отсутствуют данные по определению рабочей нагрузки для интраоральных панорамных аппаратов, а, кроме того, низкая экспозиционная доза в интраоральных аппаратах позволяет не вы-

13

Материал: 6OMkzBKrZ3

Смотрите также: