Материал: 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