Basic HTML Version
vol. 1 2/2012 Inżynier i Fizyk Medyczny
radiologia
\
radiology
artykuł naukowy
/
scientific paper
42
LOR nie obejmuje miejsca anihilacji. Koincydencje te zmniejszają kon-
trast obrazu i zawyżają stężenie radiofarmaceutyku w danym obsza-
rze. Liczba koincydencji rozproszonych zależy od geometrii aparatu,
objętości badanego obiektu i współczynnika pochłaniania.
Koincydencje przypadkowe związane są z detekcją w oknie cza-
sowym dwóch fotonów pochodzących z różnych anihilacji. Liczba
tych koincydencji zależy od stężenia radioizotopu: imwiększa liczba
rejestrowanych koincydencji, tym większa liczba koincydencji przy-
padkowych. Ich liczba jest proporcjonalna do kwadratu liczby zliczeń
(aktywności) mierzonej w FOV. Zależy także od objętości badanego
obiektu, pochłaniania i charakterystyki geometrycznej gamma ka-
mery oraz od szerokości okna czasowego. W wyniku tego typu ko-
incydencji następuje zawyżenie stężenia radioizotopu w danym ob-
szarze oraz zwiększenie współczynnika
sygnału do szumu. Frakcję koincydencji
przypadkowych można ocenić, okre-
ślając liczbę pobudzeń pojedynczych
detektorów (bez koincydencji) w oknie
czasowym lub liczbę koincydencji nie
mieszczących się woknie czasowym.
Wreszcie koincydencje wielokrotne
zachodzą wówczas, gdy w oknie czaso-
wym następuje pobudzenie więcej niż
dwóch detektorów. Wówczas ustale-
nie linii LOR jest niemożliwe i tego typu
dane zostają eliminowane.
Tzw. fałszywe koincydencje są bar-
dzo istotnym czynnikiem pogarszającym rozdzielczość obrazowa-
nia – są źródłem szumu zakłócającego. W praktyce zaledwie ok.
30% wszystkich koincydencji są koincydencjami prawdziwymi.
Zjawisko rozproszenia wiąże się z fizyką promieniowania. Kwant
promieniowania, wchodząc w interakcję z elektronami walencyjny-
mi, oddaje im część swojej energii, jednocześnie zmienia począt-
kowy kierunek emisji (tzw. zjawisko Comptona). Zgodnie z równa-
niem Evansa, opisującym liczbowo to zjawisko, nawet niewielka
utrata energii przez kwant może znacznie zmienić kierunek jego
dalszego przebiegu: np. utrata 10% energii zmienia drogę kwantu
nawet o 25 stopni. Eliminacja udziału promieniowania rozproszo-
nego teoretycznie wydaje się stosunkowo łatwa z zastosowaniem
okna energetycznego (stosuje się okno energetyczne ok. 450-560
skeV). Eliminacja promieniowania rozproszonego za pomocą okna
energetycznego umożliwia zmniejszenie jego udziału tylko o 50-
60%. Z tego względu konieczne jest zastosowanie dodatkowych
– matematycznych programów korekcyjnych.
Innym zjawiskiem wpływającym na jakość obrazów w scyn-
tygrafii jest zjawisko pochłaniania. Zjawisko to jest związane ze
zmniejszaniem się energii kwantu gamma w wyniku interakcji
z materiałem ośrodka. Stopień pochłaniania zależy od energii
kwantu, udziału zjawiska fotoelektrycznego i rozproszenia
Comptona oraz od grubości warstwy pochłaniającej. Bardzo
duży wpływ ma budowa atomowa i cząsteczkowa ośrodka.
Ubytek energii pierwotnego kwantu może być na tyle duży, że
kwant wtórny będzie odrzucony przez układ decyzyjny dyskry-
minatora energetycznego (tzw. analizator energii).
W technice PET, w tkankach miękkich, grubość połowiąca dla
kwantów o określonej energii wynosi 7 cm i wzrasta znacznie, gdy li-
nia LOR przebiega przez struktury kostne. Prawdopodobieństwo zaj-
ścia zjawiska pochłaniania dla fotonu o określonej ener-
gii, w środowisku o określonej gęstości nazywane jest
liniowym współczynnikiem pochłaniania. Podstawo-
wym warunkiem wprowadzenia korekcji pochłaniania
jest określenie liniowychwspółczynnikówpochłaniania
na przebiegu linii LOR. W tym celu zastosowano tzw.
skan transmisyjny. Początkowo stosowano zewnętrzne
źródła promieniowania (
137
Cs,
68
Ge). Metoda ta miała
podstawową zaletę – stosowano źródła promieniowa-
nia o energii zbliżonej do energii promieniowania anihi-
lacji. Zwiększała jednak koszty pracy – źródła musiały być okresowo
wymieniane, a czas rejestracji skanu transmisyjnego wynosił nawet
40% czasu całego badania. W latach 90-tych powstała idea zastoso-
wania do tego celu aparatu CT. Rozwiązanie to pozwoliło na znaczne
skrócenie czasu badania oraz uzyskanie wartości współczynników
pochłaniania bez dodatkowych artefaktów (wynikających z rejestra-
cji promieniowania z zewnętrznych źródeł przez ten sam system de-
tekcyjny, który rejestrował promieniowanie anihilacji). Jak zaznaczo-
no, stopień pochłaniania zależy od energii promieniowania. Energia
promieniowania rentgenowskiego stosowana do korekcji wynosi ok.
70 keV, natomiast promieniowania anihilacji – 511 keV. Z tego powo-
du wartości współczynnika pochłaniania uzyskane z zastosowaniem
CT muszą być przeskalowane. Przyjmuje się model dwuskładnikowy,
zakładając, że wartości w skali Hounsfielda większe od 0 jednostek
odpowiadają strukturom mieszanym (kostnym i wodnym), wartości
powyżej 300 HU odpowiadają strukturom kostnym, natomiast war-
tości mniejsze niż 0 odpowiadają środowisku wodnemu i powietrzu.
Na podstawie tych założeń przyjmuje się różne współczynniki korek-
cji. Niektóre typy tkanek nie odpowiadają jednak tymzałożeniom: dla
tkanki mięśniowej wartość ta wynosi około 60 HU, a dla krwi – około
40 HU, mimo że nie posiadają one struktur kostnych. Z praktycznego
punktu widzenia różnice w wartościach współczynnika pochłania-
nia są jednak niewielkie. Odrębnym zagadnieniem jest wpływ środ-
ków kontrastowych na jakość obrazu PET. Problem ten jest istotny
z klinicznego punktu widzenia – niejednokrotnie badanie CT można
uznać za diagnostyczne dopiero po podaniu środków kontrasto-
wych. Rozwiązaniem tego problemu jest wykonanie dwóch skanów
CT: pierwszego – celem korekcji pochłaniania i drugiego po podaniu
środka kontrastowego. Obserwacje Carneya wskazują jednak, że
błądwynikający z obecności środkówkontrastowychwe krwi wynosi
nie więcej niż 2%. Może być więc pominięty. Inaczej jednak przedsta-
wia sięwpływdoustnych środkówkontrastowych. Wtymprzypadku
błąd związany z korekcją pochłaniania jest znaczący.
Kolejnym źródłem błędów jest rejestracja kwantów gamma po-
chodzących z sąsiednich – nie obrazowanych w danym czasie – części
obiektu. Liczba zarejestrowanych kwantówpochodzących spozapola
widzeniamoże wynosić nawet ponad 50% liczby kwantówpochodzą-
cych z polawidzenia. Celemeliminacji promieniowania spoza obszaru
badania konieczne jest zastosowanie dwóch osłon ołowianych z przo-
du i tyłucałegosystemudetekcyjnego.Wsystemach2Dstosowanesą
dodatkowo wolframowe przesłony oddzielające poszczególne rzędy
detektorów. Zmniejsza to udział promieniowania rozproszonego, na-
tomiast znacznie zmniejsza również czułość całego systemu.
Rys. 5
Rak jelitagrubego.Ocenawznowyprocesuchorobowego, zmianyogniskowewwątrobie, bezcechwznowymiejscowej
Rys. 6
Rak jelita grubego. Ocena wznowy
procesu chorobowego, zmiany ogniskowe
wwątrobie, bez cech wznowy miejscowej