Назначение системы с использованием ядерного томографа
Система предназначена для проведения общих процедур визуализации методами ядерной медицины, включая визуализацию накопления радиофармпрепарата в теле пациента с использованием различных режимов сканирования и методов сбора данных, а также с помощью дополнительных функций, оптимизирующих
качество изображений в онкологии, кардиологии, неврологии и других областях
применения систем диагностической визуализации.
Поддерживаются следующие режимы сканирования: планарный (статическая
сцинтиграфия, многокадровая сцинтиграфия с синхронизацией, динамическая
сцинтиграфия, сцинтиграфия всего тела) и томографический (томосцинтиграфия,
томосцинтиграфия с синхронизацией, томосцинтиграфия всего тела). Поддерживается сбор данных с использованием одного или нескольких изотопов, нескольких энергетических пиков, а также визуализация в однофотонном режиме. Дополнительные возможности повышения качества изображений включают в себя наборы коллиматоров, синхронизацию по физиологическим сигналам, автоматическое
определение контура тела в реальном времени, использование КТ данных для
внесения поправок на ослабление излучения, а также функциональное анатомическое картирование на основе КТ (с применением модуля CT).
среда, 20 августа 2008 г.
Теория Гамма' и рентгеновское излучение.
Рентгеновское излучение и гамма-излучение – это высокоэнергетические (более 10 кэВ) электромагнитные волны, способные проникать через мягкие ткани. Гамма-излучение возникает в результате ядерного распада, а рентгеновское – в результате взаимодействия электронов.
Рентгеновское излучение генерируется внутри рентгеновской трубки, где электроны разгоняются по направлению к аноду в электрическом поле с высоким потенциалом (140 кВ), а затем мгновенно тормозятся, ударяясь о вольфрамовую мишень. Спектр рентгеновского излучения, генерируемого таким способом, состоит из двух частей: непрерывного спектра, вызванного торможением электронов, и набора дискретных линий, которые соответствуют характеристическому излучению возбужденных ионов вольфрама.
Гамма-излучение, возникающее в результате ядерного распада, соответствует четко определенным энергетическим уровням, например уровню 140 кэВ для эмиссии Tc99m (Technetium-99m). Хотя гамма-излучение с энергией 140 кэВ обладает монохроматическим спектром, в спектре регистрируемого гамма-излучения наблюдается достаточно широкий пик. Такое уширение спектра возникает в результате рассеяния гамма-лучей в объекте, а также в результате различия эффективных коэффициентов преобразования при регистрации отдельных гамма-квантов в детекторе.
Ослабление излучения в теле пациента. Рентгеновское излучение и гамма-излучение в среднем диапазоне энергии 60–200 кэВ способно проникать через умеренные объемы мягкой ткани и сильнее поглощается более плотными тканями (например, костной). Это свойство излучения используется при получении изображений в следующих областях медицины:
И рентгеновские лучи, и гамма-лучи – это потенциально опасное ионизирующее излучение, требующее контролируемого применения. Конструкция модуля X-Ray позволяет свести дозу облучения пациента к минимуму за счет применения специальных фильтров, коллиматоров и эффективных рентгеновских детекторов. Оператор контролирует дозу, получаемую пациентом, путем настройки параметров сканирования. На дозу облучения пациента влияют следующие параметры:
Доза, полученная пациентом, пропорциональна произведению тока на время (мА х с) и примерно пропорциональна напряжению (~ кВ). Рентгеновская трубка с большей эффективностью генерирует рентгеновское излучение при больших значениях напряжения, обеспечивая при этом меньшую поверхностную дозу.
Основной рентгеновский пучок модуля X-Ray направляется на детектор с помощью срезоформирующего коллиматора, ограничивающего область формирования изображения до номинальной толщины 10 мм. Основная экспозиция параллельным пучком рентгеновского излучения производится в пределах данной толщины среза. Часть излучения, оказавшегося за пределами среза в результате рассеяния, является причиной небольшого облучения смежных срезов. Многократное сканирование одной и той же области увеличивает дозу в соответствии с общим временем сканирования. Сканирование с последовательным сдвигом стола на 10 мм приводит к небольшому увеличению дозы на каждый срез, главным образом за счет рассеянного излучения от смежных срезов.
Энергия рентгеновского излучения и качество изображения.
Контрастность изображения зависит от соотношения интенсивностей регистрируемого сигнала для различных типов ткани в объекте сканирования. Контрастность между костными и мягкими тканями будет наибольшей при низком уровне энергии. Зашумленность изображения зависит от уровня принятого сигнала. Зашумленность будет меньше при высоком энергетическом уровне, обеспечивающем большую энергию регистрируемого полезного сигнала. Поверхностная доля облучения пациента будет больше для излучения с низким напряжением, которое сильнее поглощается поверхностью тела пациента. Оптимальное напряжение, способное обеспечить высокую контрастность, низкую зашумленность и малую дозу облучения пациента, также зависит от толщины и типа исследуемой ткани.
Например, низкое напряжение (около 80 кВ) используется для визуализации мелких обызвествлений в тканях молочной железы. Применение такого напряжения для сканирования абдоминальной области, объем которой значительно больше, приведет к тому, что доза облучения пациента будет большой, а принятый сигнал – слабым. Для рентгеновского КТ-сканирования тела обычно используется напряжение 140 кВ, обеспечивающее бoльшую мощность принимаемого сигнала и меньшую дозу облучения пациента.
Фильтрация рентгеновского излучения
Коэффициент ослабления рентгеновского излучения и гамма-излучения в ткани быстро увеличивается при снижении энергии до уровня ниже 100 кэВ. Таким образом, низкий энергетический уровень в районе 60 кэВ обычно приводит к увеличению дозы облучения пациента и не обеспечивает достаточной эффективности для получения трансмиссионных изображений. В системе рентгеновский пучок проходит через тонкий металлический фильтр, выборочно поглощающий это более слабое рентгеновское излучение с целью снижения дозы облучения пациента. Хотя часть высокоэнергетического рентгеновского излучения также поглощается фильтром, средняя энергия результирующего рентгеновского излучения оказывается больше. Дополнительным преимуществом является сокращение количества артефактов от повышения жесткости пучка, возникающих из-за широкого спектра рентгеновского излучения.
Коллимация и экранирование
Мишень анода рентгеновской трубки испускает рентгеновские лучи во всех направлениях. Рентгеновская трубка экранируется свинцом, ослабляющим излучение во всех направлениях за исключением области с отверстием определенной формы, через которое рентгеновское излучение проецируется на детектор, предназначенный для регистрации веерных пучков. Это отверстие называется срезо-формирующим коллиматором.
Регистрация рентгеновского излучения
Пучок рентгеновского излучения, сформированный отверстием коллиматора, направляется на рентгеновский детектор, который представляет собой матрицу с 384 дискретными детекторными элементами, расположенными по дуге с центром в области фокусного пятна. Каждый детекторный элемент включает в себя плотный кристалл из вольфрамата кадмия, поглощающий рентгеновское излучение и излучающий фотоны в оптическом диапазоне, которые, проходя через прозрачный сцинтиллятор, регистрируются фотодиодом, оптически связанным со сцинтиллятором. Сцинтилля́торы — вещества, обладающие способностью излучать свет при поглощении ионизирующего излучения (гамма-квантов, электронов, альфа-частиц и т. д.). Малый ток фотодиода, пропорциональный числу зарегистрированных оптических квантов, усиливается, фильтруется и дискретизируется с постоянной частотой при вращении гентри.
Калибровка системы
Приемные характеристики отдельных усилителей, используемые в рентгеновском детекторе (например, коэффициент усиления и смещение), немного отличаются друг от друга. Для обычных плоских изображений эти различия могут быть незаметны, однако разница в характеристиках смежных детекторов может привести к появлению на томограммах плотных артефактов в виде концентрических кругов, затрудняющих обнаружение мелких объектов с низкой контрастностью. Система позволяет избежать этого путем периодической калибровки, в ходе которой измеряются характеристики системы и записываются значения поправки, которые учитываются во время обработки скана.
КТ'реконструкция
При компьютерной томографической (КТ) реконструкции используются результаты трансмиссионных измерений, выполненных с перемещением источника излучения и детектора вокруг пациента. На основе этих результатов создаются изображения срезов, в которых каждый пиксел характеризует коэффициент ослабления излучения в соответствующем объекте. Ослабление представляют в расширенной шкале КТ-чисел; КТ-число для некоторого материала (КТ [материал]) вычисляется с учетом линейных коэффициентов ослабления для воды и воздуха:
Рентгеновское излучение генерируется внутри рентгеновской трубки, где электроны разгоняются по направлению к аноду в электрическом поле с высоким потенциалом (140 кВ), а затем мгновенно тормозятся, ударяясь о вольфрамовую мишень. Спектр рентгеновского излучения, генерируемого таким способом, состоит из двух частей: непрерывного спектра, вызванного торможением электронов, и набора дискретных линий, которые соответствуют характеристическому излучению возбужденных ионов вольфрама.
Гамма-излучение, возникающее в результате ядерного распада, соответствует четко определенным энергетическим уровням, например уровню 140 кэВ для эмиссии Tc99m (Technetium-99m). Хотя гамма-излучение с энергией 140 кэВ обладает монохроматическим спектром, в спектре регистрируемого гамма-излучения наблюдается достаточно широкий пик. Такое уширение спектра возникает в результате рассеяния гамма-лучей в объекте, а также в результате различия эффективных коэффициентов преобразования при регистрации отдельных гамма-квантов в детекторе.
Ослабление излучения в теле пациента. Рентгеновское излучение и гамма-излучение в среднем диапазоне энергии 60–200 кэВ способно проникать через умеренные объемы мягкой ткани и сильнее поглощается более плотными тканями (например, костной). Это свойство излучения используется при получении изображений в следующих областях медицины:
- рентгенографии костей и легких;
- двухфотонной абсорбциометрии с использованием гамма-излучения или в двухэнергетической рентгеновской абсорбциометрии для измерения минеральной плотности костей;
- рентгеновской томографии, где точная калибровка интенсивности рентгеновского излучения используется для измерения и реконструкции трансмиссионных срезов тела пациента, позволяющих учитывать небольшие различия коэффициента ослабления в мягких тканях.
И рентгеновские лучи, и гамма-лучи – это потенциально опасное ионизирующее излучение, требующее контролируемого применения. Конструкция модуля X-Ray позволяет свести дозу облучения пациента к минимуму за счет применения специальных фильтров, коллиматоров и эффективных рентгеновских детекторов. Оператор контролирует дозу, получаемую пациентом, путем настройки параметров сканирования. На дозу облучения пациента влияют следующие параметры:
- напряжение рентгеновской трубки (кВ), определяющее энергию излучения;
- анодный ток рентгеновской трубки (мА), определяющий интенсивность рентгеновского излучения;
- время рентгеновского сканирования (с), определяющее длительность экспозиции;
- коллимация пучка для сканирования среза (10 мм), ограничивающая экспозицию отдельным участком тела пациента.
Доза, полученная пациентом, пропорциональна произведению тока на время (мА х с) и примерно пропорциональна напряжению (~ кВ). Рентгеновская трубка с большей эффективностью генерирует рентгеновское излучение при больших значениях напряжения, обеспечивая при этом меньшую поверхностную дозу.
Основной рентгеновский пучок модуля X-Ray направляется на детектор с помощью срезоформирующего коллиматора, ограничивающего область формирования изображения до номинальной толщины 10 мм. Основная экспозиция параллельным пучком рентгеновского излучения производится в пределах данной толщины среза. Часть излучения, оказавшегося за пределами среза в результате рассеяния, является причиной небольшого облучения смежных срезов. Многократное сканирование одной и той же области увеличивает дозу в соответствии с общим временем сканирования. Сканирование с последовательным сдвигом стола на 10 мм приводит к небольшому увеличению дозы на каждый срез, главным образом за счет рассеянного излучения от смежных срезов.
Энергия рентгеновского излучения и качество изображения.
Контрастность изображения зависит от соотношения интенсивностей регистрируемого сигнала для различных типов ткани в объекте сканирования. Контрастность между костными и мягкими тканями будет наибольшей при низком уровне энергии. Зашумленность изображения зависит от уровня принятого сигнала. Зашумленность будет меньше при высоком энергетическом уровне, обеспечивающем большую энергию регистрируемого полезного сигнала. Поверхностная доля облучения пациента будет больше для излучения с низким напряжением, которое сильнее поглощается поверхностью тела пациента. Оптимальное напряжение, способное обеспечить высокую контрастность, низкую зашумленность и малую дозу облучения пациента, также зависит от толщины и типа исследуемой ткани.
Например, низкое напряжение (около 80 кВ) используется для визуализации мелких обызвествлений в тканях молочной железы. Применение такого напряжения для сканирования абдоминальной области, объем которой значительно больше, приведет к тому, что доза облучения пациента будет большой, а принятый сигнал – слабым. Для рентгеновского КТ-сканирования тела обычно используется напряжение 140 кВ, обеспечивающее бoльшую мощность принимаемого сигнала и меньшую дозу облучения пациента.
Фильтрация рентгеновского излучения
Коэффициент ослабления рентгеновского излучения и гамма-излучения в ткани быстро увеличивается при снижении энергии до уровня ниже 100 кэВ. Таким образом, низкий энергетический уровень в районе 60 кэВ обычно приводит к увеличению дозы облучения пациента и не обеспечивает достаточной эффективности для получения трансмиссионных изображений. В системе рентгеновский пучок проходит через тонкий металлический фильтр, выборочно поглощающий это более слабое рентгеновское излучение с целью снижения дозы облучения пациента. Хотя часть высокоэнергетического рентгеновского излучения также поглощается фильтром, средняя энергия результирующего рентгеновского излучения оказывается больше. Дополнительным преимуществом является сокращение количества артефактов от повышения жесткости пучка, возникающих из-за широкого спектра рентгеновского излучения.
Коллимация и экранирование
Мишень анода рентгеновской трубки испускает рентгеновские лучи во всех направлениях. Рентгеновская трубка экранируется свинцом, ослабляющим излучение во всех направлениях за исключением области с отверстием определенной формы, через которое рентгеновское излучение проецируется на детектор, предназначенный для регистрации веерных пучков. Это отверстие называется срезо-формирующим коллиматором.
Регистрация рентгеновского излучения
Пучок рентгеновского излучения, сформированный отверстием коллиматора, направляется на рентгеновский детектор, который представляет собой матрицу с 384 дискретными детекторными элементами, расположенными по дуге с центром в области фокусного пятна. Каждый детекторный элемент включает в себя плотный кристалл из вольфрамата кадмия, поглощающий рентгеновское излучение и излучающий фотоны в оптическом диапазоне, которые, проходя через прозрачный сцинтиллятор, регистрируются фотодиодом, оптически связанным со сцинтиллятором. Сцинтилля́торы — вещества, обладающие способностью излучать свет при поглощении ионизирующего излучения (гамма-квантов, электронов, альфа-частиц и т. д.). Малый ток фотодиода, пропорциональный числу зарегистрированных оптических квантов, усиливается, фильтруется и дискретизируется с постоянной частотой при вращении гентри.
Калибровка системы
Приемные характеристики отдельных усилителей, используемые в рентгеновском детекторе (например, коэффициент усиления и смещение), немного отличаются друг от друга. Для обычных плоских изображений эти различия могут быть незаметны, однако разница в характеристиках смежных детекторов может привести к появлению на томограммах плотных артефактов в виде концентрических кругов, затрудняющих обнаружение мелких объектов с низкой контрастностью. Система позволяет избежать этого путем периодической калибровки, в ходе которой измеряются характеристики системы и записываются значения поправки, которые учитываются во время обработки скана.
КТ'реконструкция
При компьютерной томографической (КТ) реконструкции используются результаты трансмиссионных измерений, выполненных с перемещением источника излучения и детектора вокруг пациента. На основе этих результатов создаются изображения срезов, в которых каждый пиксел характеризует коэффициент ослабления излучения в соответствующем объекте. Ослабление представляют в расширенной шкале КТ-чисел; КТ-число для некоторого материала (КТ [материал]) вычисляется с учетом линейных коэффициентов ослабления для воды и воздуха:
где линейное значение ослабления μ[материал] зависит от плотности и атомного числа материала, а также от эффективной энергии рентгеновского пучка.
В КТ-шкале воде соответствует КТ-число, равное 0, а воздуху – КТ-число, равное –1000. Такая расширенная шкала обеспечивает достаточный динамический диапазон для представления различий между тканями тела со сходными коэффициентами ослабления – мышечной, жировой и другими тканями внутренних органов.
Повышение жесткости излучения
Поскольку в рентгеновской томографии используется полихроматический спектр рентгеновского излучения, результаты измерения ослабления зависят также от
фильтрации рентгеновского пучка и эффективности детектора и изменяются в зависимости от толщины образца и количества вещества на пути пучка. Разброс измерений можно несколько снизить за счет калибровки по воде, позволяющей получить одно и то же КТ-число воды вне зависимости от толщины слоя воды и энергии пучка. Эта коррекция действует для других материалов с различной плотностью, обладающих сходной зависимостью ослабления от энергии в соответствующем энергетическом диапазоне. Такие материалы, как большинство металлов и минералов костей, по сравнению с водой дают значительно большее ослабление при низком энергетическом уровне. В связи с этим появление костей различной длины и плотности в поле зрения сканирования приводит к ошибкам в расчете КТ-чисел.
Применение коррекции для воды и костной ткани позволяет получить согласованные КТ-числа, соответствующие измерению ослабления для некоторой эффективной монохроматической энергии, kVeff. Уровень этой эффективной энергии обычно находится вблизи 80 кэВ. Его можно проверить путем измерения КТ-числа какого-либо материала (например, образца кости с известной плотностью) и сравнения коэффициентов ослабления в костной ткани и воде для монохроматических пучков различных уровней. Эффективная энергия КТ-скана обычно бывает фиксированной для заданного значения высокого напряжения и фильтрации пучка.
Коррекция эмиссионных изображений: поправки на ослабление
Когда рентгеновское изображение используется для коррекции эмиссионных изображений путем внесения в них поправок на ослабление, коэффициенты ослабления рассчитываются на основе КТ-чисел путем поиска коэффициентов преобразования для кости и воды в таблице коэффициентов для заданного значения высокого напряжения. В зависимости от КТ-числа для коррекции значений ослабления используются две формулы.
- Для КТ-чисел меньше нуля предполагается, что энергетическая зависимость материала сходна с водой. Показатели ослабления для необходимой энергии в кэВ рассчитываются следующим образом:(нажать для просмотра)
Коэффициент преобразования можно рассчитать с помощью таблиц значений линейного ослабления (ослабление на мм) для воды и воздуха. Таблицы содержат значения с интервалом 1 кэВ в диапазоне до 511 кэВ. Программное обеспечение, выполняющее коррекцию, по мере необходимости выполняет перерасчет показателей ослабления так, чтобы они соответствовали не миллиметрам, а пикселам.
Для такого преобразования необходимо знать энергетический уровень радионуклида, для которого выполняется коррекция.
КТ-числа больше нуля считаются относящимися к смешанному образцу из кости и
воды. Показатели ослабления преобразуются из результатов для пучка с эффективной энергией (kVeff) в значения ослабления для необходимой энергии (кэВ)
следующим образом:(нажать для просмотра)
Доза рентгеновского излучения
Единицы дозы рентгеновского излучения
В качестве основной единицы дозы рентгеновского излучения здесь используется грей (Гр), который является единицей измерения поглощенной дозы в системе СИ. Грей обозначает поглощение энергии в 1 джоуль на килограмм массы. Грей заменяет рад: 100 рад = 1 Гр.
Перед обозначением грея (Гр) могут стоять дополнительные буквы, обозначающие изменение масштаба единиц, например буква «м» (от приставки «милли»), которая обозначает уменьшение в 1000 раз.
Доза рентгеновского облучения пациента
При определенном рабочем напряжении рентгеновская экспозиция пропорциональна току и времени сканирования. Доза, полученная пациентом, зависит от формы и размера его тела, а также от положения пациента в апертуре гентри.
Стандартизированным методом измерения и создания отчетов о дозе является
индекс дозы для компьютерной томографии (CTDI), определенный федеральными
нормативами США 21CFR 1020.33.
Измерение индекса CTDI
Для измерения дозы используются два различных фантома: фантом диаметром 32
см, моделирующий туловище, и фантом диаметром 16 см, моделирующий голову.
Оба этих фантома представляют собой цилиндры длиной 15 см, сделанные из полиметилметакрилата (PMMA), с девятью сквозными отверстиями диаметром 1 см. Центры четырех внешних отверстий находятся на расстоянии 1 см от поверхности фантома.
В КТ-шкале воде соответствует КТ-число, равное 0, а воздуху – КТ-число, равное –1000. Такая расширенная шкала обеспечивает достаточный динамический диапазон для представления различий между тканями тела со сходными коэффициентами ослабления – мышечной, жировой и другими тканями внутренних органов.
Повышение жесткости излучения
Поскольку в рентгеновской томографии используется полихроматический спектр рентгеновского излучения, результаты измерения ослабления зависят также от
фильтрации рентгеновского пучка и эффективности детектора и изменяются в зависимости от толщины образца и количества вещества на пути пучка. Разброс измерений можно несколько снизить за счет калибровки по воде, позволяющей получить одно и то же КТ-число воды вне зависимости от толщины слоя воды и энергии пучка. Эта коррекция действует для других материалов с различной плотностью, обладающих сходной зависимостью ослабления от энергии в соответствующем энергетическом диапазоне. Такие материалы, как большинство металлов и минералов костей, по сравнению с водой дают значительно большее ослабление при низком энергетическом уровне. В связи с этим появление костей различной длины и плотности в поле зрения сканирования приводит к ошибкам в расчете КТ-чисел.
Применение коррекции для воды и костной ткани позволяет получить согласованные КТ-числа, соответствующие измерению ослабления для некоторой эффективной монохроматической энергии, kVeff. Уровень этой эффективной энергии обычно находится вблизи 80 кэВ. Его можно проверить путем измерения КТ-числа какого-либо материала (например, образца кости с известной плотностью) и сравнения коэффициентов ослабления в костной ткани и воде для монохроматических пучков различных уровней. Эффективная энергия КТ-скана обычно бывает фиксированной для заданного значения высокого напряжения и фильтрации пучка.
Коррекция эмиссионных изображений: поправки на ослабление
Когда рентгеновское изображение используется для коррекции эмиссионных изображений путем внесения в них поправок на ослабление, коэффициенты ослабления рассчитываются на основе КТ-чисел путем поиска коэффициентов преобразования для кости и воды в таблице коэффициентов для заданного значения высокого напряжения. В зависимости от КТ-числа для коррекции значений ослабления используются две формулы.
- Для КТ-чисел меньше нуля предполагается, что энергетическая зависимость материала сходна с водой. Показатели ослабления для необходимой энергии в кэВ рассчитываются следующим образом:(нажать для просмотра)
Для такого преобразования необходимо знать энергетический уровень радионуклида, для которого выполняется коррекция.
КТ-числа больше нуля считаются относящимися к смешанному образцу из кости и
воды. Показатели ослабления преобразуются из результатов для пучка с эффективной энергией (kVeff) в значения ослабления для необходимой энергии (кэВ)
следующим образом:(нажать для просмотра)
Доза рентгеновского излучения
Единицы дозы рентгеновского излучения
В качестве основной единицы дозы рентгеновского излучения здесь используется грей (Гр), который является единицей измерения поглощенной дозы в системе СИ. Грей обозначает поглощение энергии в 1 джоуль на килограмм массы. Грей заменяет рад: 100 рад = 1 Гр.
Перед обозначением грея (Гр) могут стоять дополнительные буквы, обозначающие изменение масштаба единиц, например буква «м» (от приставки «милли»), которая обозначает уменьшение в 1000 раз.
- 1 миллигрей =1 мГр = 1x10-3 Гр = 100 мрад.
- 1 микрогрей = 1 мкГр = 1x10-6 Гр = 100 мкрад.
Мощность дозы приводится здесь в греях в час (Гр/ч). Этот параметр характеризует скорость накопления дозы, а указанные здесь значения мощности подразумевают непрерывную работу рентгеновского модуля без отключения излучения между съемкой срезов.- 1 микрогрей = 1 мкГр = 1x10-6 Гр = 100 мкрад.
Доза рентгеновского облучения пациента
При определенном рабочем напряжении рентгеновская экспозиция пропорциональна току и времени сканирования. Доза, полученная пациентом, зависит от формы и размера его тела, а также от положения пациента в апертуре гентри.
Стандартизированным методом измерения и создания отчетов о дозе является
индекс дозы для компьютерной томографии (CTDI), определенный федеральными
нормативами США 21CFR 1020.33.
Измерение индекса CTDI
Для измерения дозы используются два различных фантома: фантом диаметром 32
см, моделирующий туловище, и фантом диаметром 16 см, моделирующий голову.
Оба этих фантома представляют собой цилиндры длиной 15 см, сделанные из полиметилметакрилата (PMMA), с девятью сквозными отверстиями диаметром 1 см. Центры четырех внешних отверстий находятся на расстоянии 1 см от поверхности фантома.
Фантомы головы и туловища, применяемые для измерения
индекса CTDI
индекса CTDI
Во все отверстия, за исключением того, которое используется для измерения,
вставляются цилиндры из полиметилметакрилата. Доза измеряется с помощью ионизационной камеры длиной в 10 см, которая вставляется в отверстие, используемое для измерения. Измерение дозы проводится в центральном отверстии и в четырех внешних отверстиях.
Фантом помещают на деку стола и располагают продольно, чтобы рентгеновский
пучок приходился на центр фантома (примерно на 7,5 см его длины). В каждое из
отверстий, предназначенных для измерения, вставляется датчик длиной 10 см.
Этот датчик центрируется в продольном направлении относительно рентгеновского среза (для этого датчик следует вставить таким образом, чтобы он достигал
дальней поверхности цилиндра). Большая часть экспозиции приходится на 10 миллиметровый срез, формируемый основным рентгеновским пучком, однако датчик длиной 10 см принимает и рассеянное излучение от облучаемого среза.
Как правило, сканирование пациента производится с минимальным временем и максимальной мощностью, что соответствует следующим параметрам: 140 кВ, 2,5
мА, 2,6 об./мин, 14 секунд, половинный скан с фиксированной апертурой среза 10 мм.
При половинном скане угол вращения в процессе рентгеновской экспозиции составляет 240 градусов. По этой причине распределение дозы не является симметричным и максимальная доза концентрируется в дуге сканирования со стороны трубки. При серии сканов объемного участка тела пациента трубка и рентгеновский детектор вращаются постоянно, а стол перемещается в промежутках между получением отдельных срезов. Точка максимума дозы постепенно смещается вокруг пациента по мере выполнения последовательности сканов и центрируется в дуге сканирования.
Поскольку этот метод сканирования пациента является типичным, он используется и для измерения прямого и рассеянного излучения в центральном и четырех внешних отверстиях каждого фантома. Максимальная поверхностная доза при типичном половинном скане составляет 4,7 мГр (470 мрад) для фантома туловища и 5,2 мГр (520 мрад) для фантома головы. Максимальная поверхностная доза концентрируется на дуге сканирования.
вставляются цилиндры из полиметилметакрилата. Доза измеряется с помощью ионизационной камеры длиной в 10 см, которая вставляется в отверстие, используемое для измерения. Измерение дозы проводится в центральном отверстии и в четырех внешних отверстиях.
Фантом помещают на деку стола и располагают продольно, чтобы рентгеновский
пучок приходился на центр фантома (примерно на 7,5 см его длины). В каждое из
отверстий, предназначенных для измерения, вставляется датчик длиной 10 см.
Этот датчик центрируется в продольном направлении относительно рентгеновского среза (для этого датчик следует вставить таким образом, чтобы он достигал
дальней поверхности цилиндра). Большая часть экспозиции приходится на 10 миллиметровый срез, формируемый основным рентгеновским пучком, однако датчик длиной 10 см принимает и рассеянное излучение от облучаемого среза.
Как правило, сканирование пациента производится с минимальным временем и максимальной мощностью, что соответствует следующим параметрам: 140 кВ, 2,5
мА, 2,6 об./мин, 14 секунд, половинный скан с фиксированной апертурой среза 10 мм.
При половинном скане угол вращения в процессе рентгеновской экспозиции составляет 240 градусов. По этой причине распределение дозы не является симметричным и максимальная доза концентрируется в дуге сканирования со стороны трубки. При серии сканов объемного участка тела пациента трубка и рентгеновский детектор вращаются постоянно, а стол перемещается в промежутках между получением отдельных срезов. Точка максимума дозы постепенно смещается вокруг пациента по мере выполнения последовательности сканов и центрируется в дуге сканирования.
Поскольку этот метод сканирования пациента является типичным, он используется и для измерения прямого и рассеянного излучения в центральном и четырех внешних отверстиях каждого фантома. Максимальная поверхностная доза при типичном половинном скане составляет 4,7 мГр (470 мрад) для фантома туловища и 5,2 мГр (520 мрад) для фантома головы. Максимальная поверхностная доза концентрируется на дуге сканирования.
Приведенные здесь измерения индекса CTDI выполнялись с помощью оборудования, обеспечивающего воспроизводимость измерений дозы на уровне более 4 %.
Предполагается, что изменение параметров настройки сканирования не вызывает
изменений дозы более 1 %. Результаты измерений могут отличаться на +/– 5 %
из-за различий размещения фантома и начального угла сканирования, возникающих из-за ослабления излучения в деке стола.
Значения индекса CTDI могут отличаться из-за различной скорости вращения. В H-режиме скорость вращения модуля X-Ray составляет 2,6, а в L-режиме – 2,0 об./мин. Значение CTDI вычисляется на основе силы тока рентгеновской трубки, напряжения, толщины среза и скорости вращения гентри. Все эти параметры, за исключением скорости вращения гентри, идентичны во всех стандартных протоколах, предусматривающих применение модуля X-Ray.
Индекс CTDIw
Индекс CTDIw – это взвешенный индекс дозы, определенный в международном стандарте IEC 601-2-44. Этот индекс рассчитывается как 2/3 максимального индекса CTDI на периферии и 1/3 индекса CTDI в центре.
Значение CTDIw рассчитывается для каждого способа сканирования и отображается в окне параметров сканирования на рабочем месте оператора.
Изменение дозы в зависимости от параметров сканирования
Рентгеновское излучение генерируется только при подаче энергии на рентгеновскую трубку. Подаваемая энергия – это произведение напряжения (в кВ), тока между анодом и катодом (в мА) и временем экспозиции (в секундах). Таким образом, если значение одного из этих параметров равно нулю, рентгеновское излучение не генерируется.
Эти параметры влияют на дозу рентгеновского излучения. Кроме того, доза зависит от толщины среза, положения среза и угла сканирования.
Ток между анодом и катодом
Доза линейно зависит от тока между анодом и катодом, который обычно измеряется в миллиамперах (мА).
При сканировании с током 1 мА доза будет вдвое меньше, чем при сканировании с
током 2 мА при прочих равных условиях.
Время
Доза увеличивается с увеличением времени сканирования. Таким образом, доза при сканировании в течение 1 минуты в два раза больше, чем при сканировании в течение 30 секунд.
Напряжение
Эффективность работы рентгеновской трубки возрастает по мере увеличения подаваемого напряжения, измеряемого в киловольтах (кВ).
При одинаковой мощности (напряжение [кВ] * ток [мА]) увеличение напряжения приводит к увеличению дозы излучения. Например, скан с напряжением 120 кВ и током 2,3 мА использует ту же мощность, что и скан с напряжением 140 кВ и током 2,0 мА, однако доза при 120 кВ будет составлять менее 80 % дозы при 140 кВ.
Толщина среза
Для рентгеновского сканирования используется постоянная толщина среза, поскольку рентгеновское излучение ограничивается коллиматором, формирующим пучок, толщина которого в продольном направлении составляет 10 миллиметров в центре плоскости изображения.
Половинный скан и полный скан
Полный скан предполагает генерацию рентгеновского излучения при выполнении полного оборота (360 градусов), а половинный скан – генерацию рентгеновского излучения при повороте на 216 градусов. Полный скан обеспечивает однородную экспозицию поверхности, тогда как при половинном скане экспозиция тех частей тела пациента, которые находятся с противоположной стороны от рентгеновской трубки, будет меньше.
Профиль дозы
Профиль дозы представляет собой зависимость дозы от положения вдоль оси вращения. Профиль дозы измеряется с помощью группы термолюминесцентных дозиметров (TLD), расположенных в виде сплошной линии вдоль центра вращения сканера. Сорок пять кристаллов TLD, размер каждого из которых равен 3,2 x 3,2 х 0,9 мм, располагаются в линию на расстоянии 3,22 мм друг от друга, формируя отрезок длиной более 140 мм.
Массив кристаллов TLD располагается вдоль оси вращения, центрируется в срезе толщиной 10 мм и подвергается воздействию рентгеновского излучения при одном полном скане с оборотом на 360 градусов (140 кВ и 2,5 мА).
Основное облучение происходит в области 10-миллиметрового среза, формируемого основным рентгеновским пучком, однако датчик длиной 10 см также принимает и рассеянное излучение от облучаемого среза.
На графике показан профиль дозы, измеренный с помощью кристаллов TLD размером 3,2 мм. Высота каждого столбца обозначает дозу, измеренную отдельным кристаллом, а толщина столбца – ширину отдельных кристаллов TLD.
Предполагается, что изменение параметров настройки сканирования не вызывает
изменений дозы более 1 %. Результаты измерений могут отличаться на +/– 5 %
из-за различий размещения фантома и начального угла сканирования, возникающих из-за ослабления излучения в деке стола.
Значения индекса CTDI могут отличаться из-за различной скорости вращения. В H-режиме скорость вращения модуля X-Ray составляет 2,6, а в L-режиме – 2,0 об./мин. Значение CTDI вычисляется на основе силы тока рентгеновской трубки, напряжения, толщины среза и скорости вращения гентри. Все эти параметры, за исключением скорости вращения гентри, идентичны во всех стандартных протоколах, предусматривающих применение модуля X-Ray.
Индекс CTDIw
Индекс CTDIw – это взвешенный индекс дозы, определенный в международном стандарте IEC 601-2-44. Этот индекс рассчитывается как 2/3 максимального индекса CTDI на периферии и 1/3 индекса CTDI в центре.
Значение CTDIw рассчитывается для каждого способа сканирования и отображается в окне параметров сканирования на рабочем месте оператора.
Изменение дозы в зависимости от параметров сканирования
Рентгеновское излучение генерируется только при подаче энергии на рентгеновскую трубку. Подаваемая энергия – это произведение напряжения (в кВ), тока между анодом и катодом (в мА) и временем экспозиции (в секундах). Таким образом, если значение одного из этих параметров равно нулю, рентгеновское излучение не генерируется.
Эти параметры влияют на дозу рентгеновского излучения. Кроме того, доза зависит от толщины среза, положения среза и угла сканирования.
Ток между анодом и катодом
Доза линейно зависит от тока между анодом и катодом, который обычно измеряется в миллиамперах (мА).
При сканировании с током 1 мА доза будет вдвое меньше, чем при сканировании с
током 2 мА при прочих равных условиях.
Время
Доза увеличивается с увеличением времени сканирования. Таким образом, доза при сканировании в течение 1 минуты в два раза больше, чем при сканировании в течение 30 секунд.
Напряжение
Эффективность работы рентгеновской трубки возрастает по мере увеличения подаваемого напряжения, измеряемого в киловольтах (кВ).
При одинаковой мощности (напряжение [кВ] * ток [мА]) увеличение напряжения приводит к увеличению дозы излучения. Например, скан с напряжением 120 кВ и током 2,3 мА использует ту же мощность, что и скан с напряжением 140 кВ и током 2,0 мА, однако доза при 120 кВ будет составлять менее 80 % дозы при 140 кВ.
Толщина среза
Для рентгеновского сканирования используется постоянная толщина среза, поскольку рентгеновское излучение ограничивается коллиматором, формирующим пучок, толщина которого в продольном направлении составляет 10 миллиметров в центре плоскости изображения.
Половинный скан и полный скан
Полный скан предполагает генерацию рентгеновского излучения при выполнении полного оборота (360 градусов), а половинный скан – генерацию рентгеновского излучения при повороте на 216 градусов. Полный скан обеспечивает однородную экспозицию поверхности, тогда как при половинном скане экспозиция тех частей тела пациента, которые находятся с противоположной стороны от рентгеновской трубки, будет меньше.
Профиль дозы
Профиль дозы представляет собой зависимость дозы от положения вдоль оси вращения. Профиль дозы измеряется с помощью группы термолюминесцентных дозиметров (TLD), расположенных в виде сплошной линии вдоль центра вращения сканера. Сорок пять кристаллов TLD, размер каждого из которых равен 3,2 x 3,2 х 0,9 мм, располагаются в линию на расстоянии 3,22 мм друг от друга, формируя отрезок длиной более 140 мм.
Массив кристаллов TLD располагается вдоль оси вращения, центрируется в срезе толщиной 10 мм и подвергается воздействию рентгеновского излучения при одном полном скане с оборотом на 360 градусов (140 кВ и 2,5 мА).
Основное облучение происходит в области 10-миллиметрового среза, формируемого основным рентгеновским пучком, однако датчик длиной 10 см также принимает и рассеянное излучение от облучаемого среза.
На графике показан профиль дозы, измеренный с помощью кристаллов TLD размером 3,2 мм. Высота каждого столбца обозначает дозу, измеренную отдельным кристаллом, а толщина столбца – ширину отдельных кристаллов TLD.
Компоненты и функции системы
Обзор
В данной главе приводится описание компонентов системы
Гентри
Гентри служит опорой для детекторов и обеспечивает их позиционирование. Гентри оснащено электроприводом, позволяющим вручную либо автоматически перемещать детекторы вокруг пациента. Позиционирование детекторов вручную осуществляется с помощи пульта дистанционного управления (ДУ), расположенного рядом с дисплеем гентри. Основание гентри представляет собой массивную конструкцию, которая монтируется на полу, обеспечивая механическую опору для детекторов. В основании также находится блок питания системы.
В этом разделе описаны компоненты гентри:
Детекторы
Система визуализации оснащена двумя детекторами, которые обозначаются как
детектор 1 и детектор 2 . Детекторы 1 и 2 помечены, соответственно,
одной и двумя точками.
Детекторы обладают широким прямоугольным полем зрения, обеспечивающим
максимальный охват при исследовании и защищены от излучения большинства
изотопов, применяемых в ядерной медицине.
Система поставляется с детектором общего назначения на кристалле 3/8
дюйма (1 см).
Для исследований методом регистрации совпадений (coincidence imaging) можно
установить детектор высокого разрешения на 1 дюймовом кристалле (2,5 см).
Теоретические основы работы системы
Детекторы применяются вместе с радиоизотопами, одобренными для использования в ядерной медицине, чтобы получить информацию о пространственном распределении радиофармпрепарата в теле пациента. Детектор регистрирует гамма-излучение и передает информацию о его энергии и положении в пространстве на компьютер сбора данных, который используется для преобразования, хранения и отображения этой информации.
Детекторы работают следующим образом:
1. Перед началом сбора данных с компьютера на детектор передаются параметры калибровки и точной настройки, соответствующие применяемому радио-фармпрепарату.
2. Гамма-кванты, которые испускают атомы изотопа в составе радиофармпрепарата в теле пациента, проходят через смонтированный перед детектором коллиматор. Коллиматор позволяет максимально точно локализовать в теле пациента то место, из которого был испущен гамма-квант, уловленный детектором. Этот процесс показан на рисунке.
Компоненты детектора гамма-излучения
1 Детектор - Генерирует сигналы
2 Коллиматор - Определяет направление обзора детектора
3 Кристаллы NaI - Генерируют вспышки видимого света (сцинтилляции)
4 Фотоумножители - Усиливают сцинтилляции и генерирует электрические сигналы
5 Гамма-кванты - Испускаются при радиоактивном распаде
3. Пройдя через коллиматор, падающий гамма-квант взаимодействует с кристаллом йодида натрия (NaI), в результате чего возникают вспышки видимого света (т. н. сцинтилляции). Интенсивность испускаемого кристаллом света пропорциональна энергии гамма-кванта.
4. Видимый свет регистрируется матрицей фотоумножителей, которая смонтирована позади кристаллов NaI.
5. Фотоумножитель усиливает сцинтилляции и генерирует сигнал, который затем обрабатывается электроникой детектора. Аналоговые сигналы, поступающие от фотоумножителей, преобразуются в цифровую форму и передаются на станцию сбора данных, которая представляет их в виде изображения, которое отражает распределение радиофармпрепарата в теле пациента.
6. При регистрации каждого гамма-кванта детектор генерирует набор цифровых сигналов X, Y и E, называемый событием. Значения X и Y соответствуют пространственным координатам события, а E – энергии зарегистрированного гамма-кванта.
ОСТОРОЖНО!
Не помещайте рядом с детектором без коллиматора источники с высокой активностью. Неэкранированные источники с активностью > 0,5 мКи (18,5 МБк), расположенные ближе 0,5 м к детектору без коллиматора, вызывают «насыщение» фотоумножителя, после чего он в течение нескольких недель будет генерировать изображения низкого качества.
ВНИМАНИЕ!
Через кабели детектора подается высокое напряжение, поэтому существует
опасность поражения электрическим током. Отключать кабели детектора разрешается только квалифицированным техническим специалистам.
Cистема отслеживания контура тела (OPTI Track)
Система отслеживания контура тела состоит из приемопередатчика и приемника, расположенных друг напротив друга на коллиматоре. Ими оснащены оба коллиматора. Эта система позволяет детекторам отслеживать профиль тела пациента при проведении синхронизированной и несинхронизированной томосцинтиграфии, а также сцинтиграфии всего тела.
Режимы работы детектора
Детекторы способны работать в одном из перечисленных ниже режимов.
L-режим - Детекторы вращаются вокруг пациента, все время оставаясь под углом 90° друг к другу.
H- режим - При вращении детекторов вокруг пациента их поверхности ориентированы параллельно друг другу.
Режим внешней вертикальной съемки
Поверхности детекторов расположены вертикально и направлены наружу.
Режим горизонтальной съемки
Поверхности детекторов расположены в одной горизонтальной плоскости (0°) над столом.
В данной главе приводится описание компонентов системы
Гентри
Гентри служит опорой для детекторов и обеспечивает их позиционирование. Гентри оснащено электроприводом, позволяющим вручную либо автоматически перемещать детекторы вокруг пациента. Позиционирование детекторов вручную осуществляется с помощи пульта дистанционного управления (ДУ), расположенного рядом с дисплеем гентри. Основание гентри представляет собой массивную конструкцию, которая монтируется на полу, обеспечивая механическую опору для детекторов. В основании также находится блок питания системы.
В этом разделе описаны компоненты гентри:
Детекторы
Система визуализации оснащена двумя детекторами, которые обозначаются как
детектор 1 и детектор 2 . Детекторы 1 и 2 помечены, соответственно,
одной и двумя точками.
Детекторы обладают широким прямоугольным полем зрения, обеспечивающим
максимальный охват при исследовании и защищены от излучения большинства
изотопов, применяемых в ядерной медицине.
Система поставляется с детектором общего назначения на кристалле 3/8
дюйма (1 см).
Для исследований методом регистрации совпадений (coincidence imaging) можно
установить детектор высокого разрешения на 1 дюймовом кристалле (2,5 см).
Теоретические основы работы системы
Детекторы применяются вместе с радиоизотопами, одобренными для использования в ядерной медицине, чтобы получить информацию о пространственном распределении радиофармпрепарата в теле пациента. Детектор регистрирует гамма-излучение и передает информацию о его энергии и положении в пространстве на компьютер сбора данных, который используется для преобразования, хранения и отображения этой информации.
Детекторы работают следующим образом:
1. Перед началом сбора данных с компьютера на детектор передаются параметры калибровки и точной настройки, соответствующие применяемому радио-фармпрепарату.
2. Гамма-кванты, которые испускают атомы изотопа в составе радиофармпрепарата в теле пациента, проходят через смонтированный перед детектором коллиматор. Коллиматор позволяет максимально точно локализовать в теле пациента то место, из которого был испущен гамма-квант, уловленный детектором. Этот процесс показан на рисунке.
Компоненты детектора гамма-излучения
1 Детектор - Генерирует сигналы
2 Коллиматор - Определяет направление обзора детектора
3 Кристаллы NaI - Генерируют вспышки видимого света (сцинтилляции)
4 Фотоумножители - Усиливают сцинтилляции и генерирует электрические сигналы
5 Гамма-кванты - Испускаются при радиоактивном распаде
3. Пройдя через коллиматор, падающий гамма-квант взаимодействует с кристаллом йодида натрия (NaI), в результате чего возникают вспышки видимого света (т. н. сцинтилляции). Интенсивность испускаемого кристаллом света пропорциональна энергии гамма-кванта.
4. Видимый свет регистрируется матрицей фотоумножителей, которая смонтирована позади кристаллов NaI.
5. Фотоумножитель усиливает сцинтилляции и генерирует сигнал, который затем обрабатывается электроникой детектора. Аналоговые сигналы, поступающие от фотоумножителей, преобразуются в цифровую форму и передаются на станцию сбора данных, которая представляет их в виде изображения, которое отражает распределение радиофармпрепарата в теле пациента.
6. При регистрации каждого гамма-кванта детектор генерирует набор цифровых сигналов X, Y и E, называемый событием. Значения X и Y соответствуют пространственным координатам события, а E – энергии зарегистрированного гамма-кванта.
ОСТОРОЖНО!
Не помещайте рядом с детектором без коллиматора источники с высокой активностью. Неэкранированные источники с активностью > 0,5 мКи (18,5 МБк), расположенные ближе 0,5 м к детектору без коллиматора, вызывают «насыщение» фотоумножителя, после чего он в течение нескольких недель будет генерировать изображения низкого качества.
ВНИМАНИЕ!
Через кабели детектора подается высокое напряжение, поэтому существует
опасность поражения электрическим током. Отключать кабели детектора разрешается только квалифицированным техническим специалистам.
Cистема отслеживания контура тела (OPTI Track)
Система отслеживания контура тела состоит из приемопередатчика и приемника, расположенных друг напротив друга на коллиматоре. Ими оснащены оба коллиматора. Эта система позволяет детекторам отслеживать профиль тела пациента при проведении синхронизированной и несинхронизированной томосцинтиграфии, а также сцинтиграфии всего тела.
Режимы работы детектора
Детекторы способны работать в одном из перечисленных ниже режимов.
L-режим - Детекторы вращаются вокруг пациента, все время оставаясь под углом 90° друг к другу.
H- режим - При вращении детекторов вокруг пациента их поверхности ориентированы параллельно друг другу.
Поверхности детекторов расположены вертикально и направлены наружу.
Режим горизонтальной съемки
Поверхности детекторов расположены в одной горизонтальной плоскости (0°) над столом.
Стол для исследования пациентов
Стол служит для опоры и позиционирования пациента во время сканирования.
Стол способен перемещаться вдоль трех осей: вертикальной, поперечной и продольной. Движением стола можно управлять вручную (с помощью пульта ДУ) или автоматически, задавая начальную точку сканирования посредством функции Acquisition Start Position.
Стол оснащен электроприводом. Его можно поворачивать в сторону (для замены коллиматоров или проведения исследования с вертикальным или горизонтальным положением детекторов), а также поднимать и опускать во время позиционирования пациента. Деку стола можно перемещать в сторону гентри и в обратном направлении.
Рентгеновский модуль (CT)
Описание работы рентгеновского модуля
Ослабление излучения в теле пациента измеряется с помощью рентгеновской системы визуализации, вращающейся вокруг пациента для получения данных в виде набора «срезов», как в компьютерных томографах третьего поколения.
Рентгеновская система визуализации включает блок с 384 детекторами и рентгеновскую трубку; эти компоненты располагаются на противоположных сторонах апертуры гентри. Трубка и детектор рентгеновских лучей закреплены на подвижной части гентри и вращаются вокруг пациента одновременно с детекторами эмиссионного излучения. Трубка и рентгеновский детектор зафиксированы друг относительно друга, их взаимная ориентация не меняется при изменении радиуса детекторов эмиссионного излучения и при переходе из L-режима в H-режим.
Область формирования рентгеновского изображения находится между детекторами эмиссионного излучения и опорным кольцом, поэтому для визуализации с использованием модуля CT пациент должен быть расположен в гентри глубже обычного. На рисунке показан общий вид системы со снятыми ротором и одним из детекторов эмиссионного излучения. На этом рисунке также показано поле зрения эмиссионных детекторов (его ширина = 400 мм) и указаны следующие расстояния:
Рентгеновская экспозиция задается оператором во время программирования процедуры сканирования на станции сбора данных. Затем управление рентгеновской экспозицией синхронизируется с процедурой сканирования, запущенной оператором. Станция сбора данных собирает, хранит и обрабатывает рентгеновские и эмиссионные данные.
Конусный рентгеновский пучок, формируемый трубкой и проецируемый на детекторы, позволяет измерять ослабление излучения телом пациента вдоль дискретного набора траекторий. В центре вращения расстояние между траекториями, ведущими к смежным рентгеновским детекторам, составляет около 1,2 мм, что дает возможность реконструировать трансаксиальные срезы с очень высоким разрешением. Толщина срезов фиксирована и номинально равна 10 мм. В процессе рентгеновского сканирования гентри постоянно вращается и данные непрерывно поступают от рентгеновского детектора во время поворота на 216 градусов, то есть на угол, необходимый для реконструкции одного трансаксиального среза.
При многослойном сканировании перед получением каждого последующего среза стол сдвигается на шаг, равный толщине среза. Шаг между срезами задается в протоколе сбора трансмиссионных данных. Обычно шаг равен толщине среза, то есть 10 мм.
Стол служит для опоры и позиционирования пациента во время сканирования.
Стол способен перемещаться вдоль трех осей: вертикальной, поперечной и продольной. Движением стола можно управлять вручную (с помощью пульта ДУ) или автоматически, задавая начальную точку сканирования посредством функции Acquisition Start Position.
Стол оснащен электроприводом. Его можно поворачивать в сторону (для замены коллиматоров или проведения исследования с вертикальным или горизонтальным положением детекторов), а также поднимать и опускать во время позиционирования пациента. Деку стола можно перемещать в сторону гентри и в обратном направлении.
Рентгеновский модуль (CT)
Описание работы рентгеновского модуля
Ослабление излучения в теле пациента измеряется с помощью рентгеновской системы визуализации, вращающейся вокруг пациента для получения данных в виде набора «срезов», как в компьютерных томографах третьего поколения.
Рентгеновская система визуализации включает блок с 384 детекторами и рентгеновскую трубку; эти компоненты располагаются на противоположных сторонах апертуры гентри. Трубка и детектор рентгеновских лучей закреплены на подвижной части гентри и вращаются вокруг пациента одновременно с детекторами эмиссионного излучения. Трубка и рентгеновский детектор зафиксированы друг относительно друга, их взаимная ориентация не меняется при изменении радиуса детекторов эмиссионного излучения и при переходе из L-режима в H-режим.
Область формирования рентгеновского изображения находится между детекторами эмиссионного излучения и опорным кольцом, поэтому для визуализации с использованием модуля CT пациент должен быть расположен в гентри глубже обычного. На рисунке показан общий вид системы со снятыми ротором и одним из детекторов эмиссионного излучения. На этом рисунке также показано поле зрения эмиссионных детекторов (его ширина = 400 мм) и указаны следующие расстояния:
- между столом и полем зрения эмиссионных детекторов;
- между полем зрения эмиссионных детекторов и фокусным пятном рентгеновского пучка.
Ниже показан конусный рентгеновский пучок и поле зрения рентгеновского модуля.
Рентгеновская экспозиция задается оператором во время программирования процедуры сканирования на станции сбора данных. Затем управление рентгеновской экспозицией синхронизируется с процедурой сканирования, запущенной оператором. Станция сбора данных собирает, хранит и обрабатывает рентгеновские и эмиссионные данные.
Конусный рентгеновский пучок, формируемый трубкой и проецируемый на детекторы, позволяет измерять ослабление излучения телом пациента вдоль дискретного набора траекторий. В центре вращения расстояние между траекториями, ведущими к смежным рентгеновским детекторам, составляет около 1,2 мм, что дает возможность реконструировать трансаксиальные срезы с очень высоким разрешением. Толщина срезов фиксирована и номинально равна 10 мм. В процессе рентгеновского сканирования гентри постоянно вращается и данные непрерывно поступают от рентгеновского детектора во время поворота на 216 градусов, то есть на угол, необходимый для реконструкции одного трансаксиального среза.
При многослойном сканировании перед получением каждого последующего среза стол сдвигается на шаг, равный толщине среза. Шаг между срезами задается в протоколе сбора трансмиссионных данных. Обычно шаг равен толщине среза, то есть 10 мм.
Типы изследований (сканов)
Типы сканов
Система визуализации поддерживает различные типы сканов.
Static (Статический) - Один снимок, полученный за некоторый интервал времени без какого-либо перемещения камеры.
Dynamic (Динамический) - Несколько снимков (кадров), полученных через заданные интервалы времени при неподвижной камере.
Tomo (Томосцинтиграфия, однофотонная эмиссионная компьютерная томография –ОФЭКТ) - Набор проекций, полученных при вращении детектора вокруг пациента.
Whole Body Scan (Сканирование всего тела) - Скан, охватывающий все тело (спереди и сзади).
MUGA (Multiple Uptake Gated Acquisition Scan - Многокадровая планарная сцинтиграфия с синхронизацией, называемая также SYMA) - Набор кадров, полученных через заданные интервалы времени при неподвижной камере. Сбор данных синхронизируется, обычно с ЭКГ, в результате получают изображение «типичного цикла». Параллельно строится гистограмма распределения уровня сигнала-триггера.
Gated Tomo (ОФЭКТ с синхронизацией) - Комбинация томосцинтиграфии (ОФЭКТ) и многокадрового планарного исследования с синхронизацией (MUGA), характеризующаяся получением нескольких синхронизированных кадров для каждого положения камеры при ее вращении вокруг пациента.
Transmission Emission, TE (Трансмиссионно-эмиссионный), только при наличии модуля CT - Помимо эмиссионных изображений регистрируются также трансмиссионные данные для построения карт ослабления и получения составных изображений.
Система визуализации поддерживает различные типы сканов.
Static (Статический) - Один снимок, полученный за некоторый интервал времени без какого-либо перемещения камеры.
Dynamic (Динамический) - Несколько снимков (кадров), полученных через заданные интервалы времени при неподвижной камере.
Tomo (Томосцинтиграфия, однофотонная эмиссионная компьютерная томография –ОФЭКТ) - Набор проекций, полученных при вращении детектора вокруг пациента.
Whole Body Scan (Сканирование всего тела) - Скан, охватывающий все тело (спереди и сзади).
MUGA (Multiple Uptake Gated Acquisition Scan - Многокадровая планарная сцинтиграфия с синхронизацией, называемая также SYMA) - Набор кадров, полученных через заданные интервалы времени при неподвижной камере. Сбор данных синхронизируется, обычно с ЭКГ, в результате получают изображение «типичного цикла». Параллельно строится гистограмма распределения уровня сигнала-триггера.
Gated Tomo (ОФЭКТ с синхронизацией) - Комбинация томосцинтиграфии (ОФЭКТ) и многокадрового планарного исследования с синхронизацией (MUGA), характеризующаяся получением нескольких синхронизированных кадров для каждого положения камеры при ее вращении вокруг пациента.
Transmission Emission, TE (Трансмиссионно-эмиссионный), только при наличии модуля CT - Помимо эмиссионных изображений регистрируются также трансмиссионные данные для построения карт ослабления и получения составных изображений.
Подписаться на:
Комментарии (Atom)
