Tomografia spektralna

Bartosz Pawałowski¹, Marta Paluszyńska², Magdalena Charmacińska³, Olga Bąk³, Kinga Graczyk¹, Katarzyna Świątek¹, Maksymilian Wosicki¹, Tomasz Piotrowski^{1, 4}

¹ Zakład Fizyki Medycznej, Wielkopolskie Centrum Onkologii, ul. Garbary 15, 61-866 Poznań, tel. +48 618850552, e-mail: bartosz.pawalowski@wco.pl

² Zakład Fizyki Medycznej, Oddział w Kaliszu, Wielkopolskie Centrum Onkologii, ul. Kaszubska 12, 62-800 Kalisz

³ Zakład Fizyki Medycznej, Oddział w Pile, Wielkopolskie Centrum Onkologii, ul. Rydygiera 3, 64-920 Piła 4 Katedra i Zakład Elektroradiologii, Uniwersytet Medyczny w Poznaniu, ul. Garbary 15, 61-866 Poznań

Streszczenie

W pracy przedstawiono podstawy fizyczne oraz metody realizacji obrazowania spektralnego w tomografii komputerowej. Opisano różnice między metodami zaimplementowanymi komercyjnie w różnych typach tomografów komputerowych. W oparciu o przegląd literaturowy wymieniono możliwe zastosowania tych metod oraz potencjalne zyski wynikające z ich stosowania w porównaniu z klasycznymi metodami obrazowania tomograficznego.

Słowa kluczowe: tomografia spektralna, tomografia dwuenergetyczna, tomografia komputerowa, tomografia zliczająca fotony

Wprowadzenie

Pomysł wykorzystania tomografu komputerowego (CT, ang. Computed Tomography) do wykonywania analizy spektralnej badanego materiału przedstawiony został już w pierwszych pracach dotyczących tomografii komputerowej. Konstruktor pierwszego tomografu komputerowego G.H. Hounsfield w 1973 roku zasugerował, że na podstawie przekrojów wykonanych z wykorzystaniem dwóch różnych potencjałów przyspieszających (80 kV i 120 kV) możliwe jest określenie liczby atomowej badanego materiału. Niemniej jednak, praktyczna realizacja teoretycznych rozważań G.H. Hounsfielda stała się możliwa wiele lat później – po osiągnięciu odpowiedniego poziomu technologicznego.

Jedną z największych zalet tomografii spektralnej jest możliwość rozróżnienia struktur w oparciu o ich skład atomowy. Struktur, które w tomografii klasycznej posiadają zbliżone wartości jednostek HU (ang. Hounsfield Unit). Różnicowanie staje się możliwe dzięki dodatkowym informacjom o współczynniku osłabiania promieniowania, którego wartość zależna jest od energii, a dokładniej efektów oddziaływania promieniowania jonizującego z materiałem oraz liczby atomowej materiału. W zakresie energetycznym wykorzystywanym w tomografii komputerowej dwoma najczęściej zachodzącymi zjawiskami fizycznymi są efekt fotoelektryczny oraz efekt Comptona, gdzie pierwszy z nich jest efektem dominującym i odpowiada za dużą kontrastowość obrazu pomiędzy tkankami miękkimi oraz kostnymi [1].

Podstawy fizyczne działania tomografu

Wieloprojekcyjna ekspozycja obiektu na wiązkę promieniowania rentgenowskiego umożliwia, dla każdej z projekcji, wykonanie pomiaru osłabienia wiązki i w efekcie wyznaczenie liniowego współczynnika osłabiania promieniowania jonizującego w funkcji przestrzennej, czyli dla każdego punktu w obrazowanym obiekcie. Wartość liniowego współczynnika osłabiania promieniowania zależna jest od materiału, z którego wykonany jest absorbent (obiekt). Wyznaczona matryca liniowych współczynników osłabiania stanowi podstawę do rekonstrukcji obrazu tomograficznego badanego obiektu [1]. Idea pomiaru osłabiania wiązki promieniowania rentgenowskiego dla jednej projekcji została przedstawiona na rycinie 1. Zgodnie z prawem Lamberta- Beera można określić osłabienie wiązki promieniowania:

Metody realizacji tomografii dwuenergetycznej

W zależności od producenta tomografu można wyróżnić kilka metod umożliwiających realizację tomografii spektralnej (Ryc. 2). Głównego podziału można dokonać w zależności od zastosowanego detektora, wówczas tomografy dzielimy na te z detektorami klasycznymi oraz z detektorami dedykowanymi do tomografii spektralnej. W przypadku tomografów z detektorami przeznaczonymi do spektroskopii wyróżnić można spektralne detektory warstwowe (Ryc. 2d) oraz detektory zliczające fotony (Ryc. 2e). Pierwsze z nich wykonane są z dwóch osobnych warstw detektorów ułożonych jedna na drugiej. Zewnętrzna część detektora (bliżej źródła promieniowania) gromadzi informacje o niskoenergetycznym spektrum promieniowania, druga warstwa położona głębiej o promieniowaniu wysokoenergetycznym. Drugi rodzaj to detektory konstruowane w technologii półprzewodnikowej (CdTe, tj. tellurek kadmu lub CZT, tj. tellurek cynku kadmu) umożliwiające zliczanie pojedynczych fotonów. Detektory te konwertują bezpośrednio promieniowanie rentgenowskie na sygnał elektryczny (bez klasycznej konwersji na światło widzialne). Największą zaletą tych detektorów jest niski poziom szumu oraz proporcjonalna konwersja intensywności sygnału w zależności od energii promieniowania [1, 2]. Na rycinie 3 przedstawiono podstawowe różnice pomiędzy działaniem detektorów konwencjonalnych i zliczających pojedyncze fotony.

Tomografy wykorzystujące standardowe detektory realizują tę technikę albo poprzez zastosowanie dwóch źródeł promieniowania rentgenowskiego (DSCT, ang. D ual S ource C T ) (Ryc. 2b), albo za pomocą jednego źródła, dla którego zachodzi szybkie (Ryc. 2c) lub wolne (Ryc. 2a) przełączanie energii (ang. Fast or Low kV switching). Tomografy wykonane w technologii DSCT zostały wprowadzone jako pierwsze i wykorzystują dwa zestawy źródeł promieniowania oraz detektorów przesuniętych względem siebie o około 90°. Największą zaletą tej metody jest jednoczasowe skanowanie dwuenergetyczne, co eliminuje artefakty od ruchów anatomicznych pacjenta. Kolejna metoda realizowana z wykorzystaniem klasycznych detektorów polega na wolnej zmianie energii i realizowana jest poprzez podwójne, następujące po sobie, skanowanie obiektu. Bardziej wydajną metodą jest jednak szybkie przełączanie energii zachodzące w czasie trwania jednego skanowania obiektu np. co kilka stopni. Należy zauważyć, że rozróżnialność struktur uzyskiwana metodami tomografii spektralnej zależna jest od rozwiązań producenckich. W pracy Harsaker i wsp. [4], w oparciu o obrazy fantomu Catphan z umieszczonymi w nim insertami o różnych stężeniach kontrastu jodowego, zestawiono wartości jednostek HU otrzymanych w wyniku badań przeprowadzonych na dwóch różnych tomografach. Pierwszym był tomograf firmy Siemens (Siemens Healthcare GmbH, Erlangen, Niemcy) wykorzystujący dwa źródła wiązki skanującej. Drugim był tomograf GE (General Electric Company, Boston, USA) posiadający jedno źródło promieniowania. Dla obu tomografów napięcie wynosiło 80 i 140 kV. Badaniom poddano różne stężenia kontrastu jodowego, rekonstruując, w oparciu o przeprowadzone skanowanie, pseudomonoenergetyczne obrazy (PMR, ang. Pseudo-Monoenergetic Reconstruction) o energiach 70 keV, 80 keV, 90 keV, 100 keV, 110 keV, 120 keV, 130 keV oraz 140 keV. Zauważono, że dla tak utworzonych PMR, wraz ze wzrostem energii maleje wartość jednostek HU dla każdego z insertów. Wartości te różnią się w zależności od modelu tomografu, jednak, w większości przypadków, zachowują ścisłą korelację. Różnica pojawia się dopiero podczas analizy wyników dla insertu z największym stężeniem kontrastu jodowego (100 mg/mL). Niemniej jednak badania prowadzone przez innych autorów [5, 6] dla tej koncentracji jodu pokazują, że tak wysokie stężenie substancji przekłada się na trudności w odtworzeniu sygnału, i co z tym związane – technologiczny limit metody.

Cały artykuł dostępny w naszej księgarni. Zapraszamy do prenumeraty lub zakupu bieżącego wydania

WYDANIE 5/2022