Каждый элементарный источник γ-излучения, находящийся в организме, регистрируется детектором только селектированными по направлению оси коллиматора γ-квантами, что составляет малую часть от общего числа квантов, излучаемых изотропно, и обусловливает малое отношение сигнал/шум на выходе детектора. Поэтому при диагностике применяются радиофармпрепараты с относительно высокой активностью и, следовательно, приводящие к высокой дозе облучения пациента.
В докладываемой работе для уменьшения дозы γ-излучения в гамма-камере используется кодирующая маска. При использовании кодирующего коллиматора (КК) детектор регистрирует γ-кванты от каждого точечного источника, прошедшие через все N (сотни) отверстий в маске, т.е. значительно большее число квантов, чем при традиционном коллиматоре. При этом в каждом элементе позиционно-чувчтвительного детектора (ПЧД), помимо шума, содержится информация об источнике. При суммировании этих данных и при прочих равных условиях отношение сигнал/шум устройства повышается в √N (десятки) раз. Для неравномерного распределения радионуклидов в теле пациента, например, при наличии ‹‹горячих›› очагов (что и представляет диагностический интерес), также существенно уменьшается погрешность измерений, обусловленная квантовой статистикой полезного сигнала. Это позволяет снизить активность препарата и дозу, получаемую пациентом при диагностике или сократить время регистрации для определенных органов, что важно при наличии размазывания и потери четкости изображений, которые получаются при дыхательной экскурсии этих органов и непроизвольных движениях пациентов. Сокращение времени регистрации также позволяет улучшить диагностические возможности аппаратуры.
Подобные гамма-камеры относятся к классу интегрально-кодовых систем измерений (ИКСИ) с пространственной, временной или двойной (пространственно-временной, временной-временной) модуляцией, или с кодированием излучения [1].
К наиболее изученным и целесообразным для применения в ИКСИ относятся многопинхольные кодирующие коллиматоры (КК) на основе псевдослучайных таблиц (ПСТ) из 1 и 0 построчного, диагонального и самоподдерживающегося типов, построенных с использованием одной или двух псевдослучайных последовательностей (ПСП).
В медицинской интроскопии представляют интерес как фокусирующие свойства многопинхольных КК, во многом зависящие от типа и размерности использованных для их построения ПСП и ПСТ, так и возможность минимизации случайной погрешности результатов измерений, зависящей от среднего пропускания КК, или, как следствие этого, уменьшения дозы облучения пациента (и персонала) [2].
Первые исследования по применению КК для визуализации изображений в медицине относятся к началу 70-х годов. Хотя дальнейшие исследования показали преимущества ИКСИ перед традиционными системами измерений, они в настоящее время не применяются в серийных медицинских гамма-камерах, производимых ведущими фирмами мира. Это связано во многом с отсутствием, прежде всего за рубежом, полномасштабных исследований по оптимизации таких систем и детального обоснования реальных областей применения ИКСИ в медицине, в которых они имели бы преимущество перед традиционными системами измерений.
Современные медицинские гамма-камеры укомплектованы примерно десятью сменными коллиматорами. Поэтому с практической точки зрения использование КК в качестве еще одного сменного коллиматора практически не делает гамма-камеру сложнее и дороже. Ограничением для широкого применения КК скорее служит ряд других факторов. Прежде всего, следует отметить, что сцинтилляционные гамма-камеры прошли достаточно быстрый путь развития от стационарных общего назначения, предназначенных для планарной сцинтиграфии, где применение КК наиболее оправдано, до вращающихся томографических.
Конструкция последних мало приспособлена для прецизионного вертикального перемещения массивного блока детектирования, что целесообразно для получения набора планарных корональных или сагиттальных томограмм при использовании КК. Поскольку в радионуклидной диагностике применяют сравнительно большие активности, не столь важны и фоноподавляющие свойства ИКСИ, а средняя дисперсия результатов измерений по всему полю изображения гамма-камеры оказывается даже выше чем в традиционной схеме измерений. При использовании ИКСИ возникают также дополнительные систематические погрешности. Даже для плоского источника элементы матрицы, связывающие результаты измерений с искомым распределением активности, не будут равны единице (пинхол открыт) или нулю (пинхол закрыт). В действительности конечность размеров пинхолов, распределенность активности в элементе источника (пикселе), фактор наклонного падения излучения на КК и ПЧД и другие факторы приводят к искажению элементов идеальной ПСТ из 1 и 0 и к дополнительным артефактам в изображении источника. Отрицательное влияние на качество визуализации будут оказывать и источники, расположенные за пределами поля изображения интроскопа в его удвоенных границах. При исследовании трехмерных источников на изображение фокусной плоскости накладывается фон, обусловленный влиянием нефокусных плоскостей объекта, структура которого в значительной степени определяется видом источника, геометрией измерений и используемым КК. Перечисленные факторы и другие условия измерений были тщательно исследованы и проанализированы для выработки рекомендаций по применению КК в медицинских интроскопах [3,4].
Работа проводилась в рамках проекта МНТЦ № 893. В ходе выполнения работ были решены следующие задачи:
- разработаны методы математического и физического моделирования работы кодирующих коллиматоров гамма-регистратора;
- исследован характер специфических помех при работе гамма-регистратора и разработаны методы их компенсации;
- изучен томографический эффект масок;
- изготовлен макетный образец гамма-регистратора с кодирующей маской и проведены его экспериментальные исследования.
На основании проделанной работы можно сделать следующие выводы.
Прежде всего, представляется оправданным применение КК в стационарных гамма-камерах общего назначения (потребность в которых в России оценивается в 300 штук) и в томографах нового типа со специализированными многоэлементными прямоугольными ПЧД, снабженными прецизионными системами вертикального перемещения. Размерность и параметры таких ПЧД (многоэлементных полупроводниковых, сцинтилляционных, на основе ПЗС-матриц и др.), уже используемых в современных системах рентгеновской визуализации, должны быть согласованы с характеристиками КК.
Применение оптимизированных сменных КК сделает гамма-камеры общего назначения томографическими при сохранении всех других, присущих ей режимов измерений, и существенно уменьшит случайную погрешность декодированного изображения в зоне интереса при сцинтиграфических исследованиях «горячих» очагов, например, в кардиологии.
Для уменьшения систематической погрешности целесообразно использовать КК слабо чувствительные к влиянию углового фактора и оптимизировать соотношение размеров пикселей и пинхолов коллиматора.
Влияние нефокусных плоскостей объекта на изображение источника в плоскости фокуса уменьшается правильным выбором ПСП и ПСТ для построения КК и вертикальным сканированием объекта с последующим итерационным решением обратной задачи.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
- Федоров Г.А. Радиационная интроскопия. Кодирование информации и оптимизация эксперимента. М.: Энергоатомиздат, 1982.
- Федоров Г.А., Терещенко С.А. Вычислительная эмиссионная томография. М.: Энергоатомиздат, 1990.
- Федоров Г.А., Терещенко С.А., Немчинов В.М., Федоров Д.Г. Медицинские гамма-камеры с кодирующими коллиматорами. Материалы XV научно-технической конференции "Датчики и преобразователи информации систем измерения, контроля и управления" ("Датчик-2004"), с. 201-202.
- Федоров Г.А., Немчинов В.М., Марков С.В. Перспективы использования кодирующих коллиматоров в медицинских гамма-камерах. Научная сессия МИФИ-2003. Сборник научных трудов, т.1. - М.: МИФИ, 2003, с. 192-193.