РОЗДІЛ 2
Моделювання процесу отримання сцинтиграфічного зображення
У багатьох випадках, зображення, отримані методом ОФЕКТ, можуть викликати
проблеми однозначної інтерпретації у лікаря-діагноста через свою візуальну
якість та наявність артефактів. Шляхом підвищення достовірності процесу
діагностики є залучення до нього більш кваліфікованих фахівців за допомогою
систем віддалених консультацій. Застосування таких систем в середовищі
комп’ютерних мереж нерозривно пов’язане з ущільненням зображень. Між тим
розробка специфічних алгоритмів ущільнення неможлива без оцінки класу та
характеру зображення. Проведення такої оцінки має враховувати особливості
процесу отримання зображення, починаючи від аналізу первинних даних і
закінчуючи реєстрацією носіїв інформації детектором. На всіх етапах мають бути
побудовані математичні вирази, які дозволять оцінити вплив оточуючого
середовища на відображення первинних даних на остаточному зображенні. Таким
чином, для розробки методів якісної та корисної цифрової обробки необхідно
побудувати математичну модель процесу реєстрації остеосцинтиграфічного
зображення.
2.1. Апаратура для реєстрації просторового розподілу РФП
Для реєстрації просторового розподілу РФП у біологічному об’єкті
використовується пристрій, який отримав назву однофотонного емісійного
комп’ютерного томографа (рис. 2.1). До його складу входить позиційно-чутливий
детектор гамма-випромінювання, обчислювальна система для обробки та збереження
результатів обстежень та набір коліматорів для різних цілей.
Позиційно-чутливий детектор ОФЕКТ складається з сцинтиляційного кристала,
світловода та матриці фотоелектронних помножувачів. Найбільш вживаними є
сцинтиляційні кристали йодиду натрію (NaI), активованого талієм. Їх вирізняє
висока конверсійна ефективність (відношення енергії гамма-кванта до енергії
світлового спалаху).
Рис 2.1. Схема детекторного пристрою гамма-томографа (розріз):
а – джерело гамма-випромінювання;
б – коліматор;
в – сцинтиляційний кристал;
г – світловод;
д – матриця ФЕП;
е – захист
При влученні гамма-кванту у кристал, він розсіюється, передаючи свою енергію
світловим фотонам. Завдяки цьому у кристалі виникає спалах, який будучи
розсіяним у світловоді, реєструється матрицею фотоелектронних помножувачів
(ФЕП). Вихідні сигнали ФЕП подаються на резисторну матрицю, яка формує
координатні (X, Y) та енергетичний (Z) сигнали за формулами:
де – амплітуда імпульса, отриманного на і-том ФЕП, , – коефіцієнти резисторної
матриці.
За допомогою енергетичного сигналу виконується дискримінація імпульсів, що
дозволяє серед усього спектру, утвореного як гамма-квантами розпаду ізотопу,
так і квантами комптонівського розсіювання та фонового випромінювання, виділити
корисну інформацію. Імпульси, енергетичний сигнал яких відповідає ізотопу, що
використовується, фіксуються у координатній матриці, відтворюючи просторовий
розподіл РФП [1, 5, 84].
Обстеження може бути проведено в декількох режимах:
статичному, коли детектор фіксується над областю, що досліджується і обстеження
проводиться певний час або до набору певної кількості імпульсів;
динамічному, коли детектор теж зафіксований, але отримують декілька зображень
за певні проміжки часу, це дозволяє слідкувати за кінетикою РФП в організмі;
сканування всього тіла, коли пацієнта переміщують вздовж детектора (або
детектор вздовж пацієнта), що дозволяє отримати інформацію про розподіл одразу
в усьому тілі;
томографічному, коли детектор обертається навколо пацієнта, отримуючи ряд
проекцій, які потім реконструюються у тривимірне зображення.
Характеристики декількох сучасних гамма-камер наведено в таблиці 2.1.
Таблиця 2.1
Характеристики сучасних гамма-томографів
Назва параметру
Тамара (ГКС-301Т)
ОФЕКТ-1
PRISM 1000XP
Siemens E.CAM
Nucline
X-RING/HR
Поле зору, мм
Ж409
560ґ430
508ґ381
533ґ387
530ґ390
Власна просторова роздільність, мм
4,3
4,1
7,3
3,8
4,1
Власна неоднорідність, %
±4,0
±2,4
±2,5
±2,6
±2,5
Власна нелінійність, мм
0,3
0,25
0,6
0,5
0,4
Швидкість рахунку, тис. імп./с (максимальна)
90
165
135
190
240
Системна роздільність в повітрі, на 100 мм з коліматором високої роздільності,
мм
6,8
9,1
8,3
7,6
7,3
Розглянемо детальніше процеси, які формують та впливають на якість
остеосцинтиграфічного зображення.
2.1.1. Характеристики джерел гамма-випромінювання
Гамма-випромінення, тобто електромагнітні коливання дуже великої частоти (f ~
1020 Гц і вище), виникає або при ядерних перетвореннях (радіоактивний розпад,
ядерні реакції, поділ ядер), або при гальмуванні заряджених часток у середовищі
(гальмівне випромінювання), або при анігіляції часток і античасток (наприклад,
електрона з позитроном).
Гамма-випромінювання, яке використовується у ядерній медицині, виникає за
рахунок ядерного розпаду певного радіонукліду. Особливостями такого
випромінювання є ізотропність та дискретність спектру. Властивість ізотропності
полягає в тому, що точкове джерело випромінює гамма-кванти рівномірно у
тілесний кут 4p. Кількість випромінених гамма-квантів на одиницю часу
підкоряється закону Пуассона з середнім значенням, яке дорівнює активності
джерела. Активність зменшується з часом за експоненціальним законом:
A=A0e-лt, (2.1)
де А – активність на момент часу t,
A0 – початкова активність,
л – константа розпаду конкретного радіонукліда.
Дискретність спектру полягає в тому, що певний ізотоп випромінює частинки із
строго визначеною енергією. Значення таких енергій, які на графічному
зображенні спектру мають вигляд енергетичних максимумів, отримали назву фотопік
ізотопу. Радіонуклід може мати декілька фотопіків, в залежності
- Київ+380960830922