Влияние рассеянного рентгеновского излучения на качество изображения и методы его подавления

УДК 616-073.75:681.32

А. И. Мазуров, канд. техн. наук, НИПК «Электрон»

Н. Н. Потрахов, д-р. техн. наук,

Санкт-Петербургский государственный электротехнический университет «ЛЭТИ»

Влияние рассеянного рентгеновского излучения на качество изображения и методы его подавления

Ключевые слова: рассеянное рентгеновское излучение, качество изображения, диафрагмирование первичного пучка излучения, компрессия, рентгеновские растры, метод воздушного зазора.

Key words: scattered x-ray radiation, image quality, primary beam radiation shuttering, compression, x-ray grid, air gap technique.

Рассмотрены методы борьбы с рассеянным рентгеновским излучением, которое ухудшает качество изображения. Введены понятия избирательности метода, аналогичные понятию избирательности рентгеновского растра, выполнена количественная оценка избирательности каждого из рассмотренных методов.

Введение

Рентгеновское излучение, рассеянное исследуемым участком тела пациента, попадая на детектор, становится одним из основных факторов, ухудшающих диагностическое качество визуализированного изображения. Рассеянное излучение уменьшает контраст скрытого рентгеновского изображения, вносит дополнительные квантовые шумы в визуализируемое изображение, ухудшает его резкость, создает неравномерный фон. Поэтому представляет научный и практический интерес оценить существующие методы борьбы с рассеянным излучением по единому критерию.

Материалы и методы

Интенсивность рассеяния зависит от объема облучаемой области тела пациента, а также спектра рентгеновского излучения, который, в свою очередь, определяется напряжением на рентгеновской трубке и толщиной первичного фильтра. В работе [1] путем измерения отношения интрегральных интенсивностей рассеянного и прямого излучений 8 = 18 / 1р для водного фантома показано, что 8 носит линейный характер в зависимости от толщины и площади исследуемого объекта, а также от напря-

жения на рентгеновской трубке. При этом важное значение имеют внутреннее строение и рентгеноаб-сорбционные характеристики тканей просвечиваемого органа. Так, в работе [2] показано, что при просвечивании тазобедренного сустава в боковой проекции рассеянное излучение на детекторе может быть в 10 раз больше первичного излучения, а при просвечивании грудной клетки в прямой проекции они близки друг другу. Абсолютное значение уровня рассеянного излучения не так важно, как его доля в общей интенсивности излучения, падающего на детектор изображения. Поэтому влияние рассеянного излучения на качество изображения особенно сильно сказывается в местах с малой интенсивностью первичного излучения, т. е. на структурах с малым пропусканием полезного рентгеновского излучения. Например, на рентгенограммах грудной клетки уровень рассеянного сердцем излучения выше, чем легкими, поскольку в сердце больше центров рассеяния (количества электронов в единице объема), число которых зависит от массы, чем у заполненных воздухом легких, а пропускание полезного излучения соответственно меньше. Следовательно, рассеянное излучение создает паразитное изображение, которое, смешиваясь с полезным изображением, ухудшает его контраст, увеличивает зашумленность, создает неравномерный фон, снижает резкость контуров исследуемых органов. Поэтому необходимость подавления рассеянного излучения трудно переоценить, так как его влияние на качество изображения и чувствительность рентгеновского аппарата огромное. Например, вторичное излучение ухудшает контраст и обобщенную квантовую эффективность (т. е. чувствительность) в 1 + 8 раз [3].

Для снижения уровня рассеянного излучения используется целый ряд методов: свинцовые растры, диафрагмирование, компрессия, сканирова-

Лучевая диагностика, лучевая терапия

ние пациента рентгеновским пучком, воздушный зазор. В цифровых аппаратах негативное влияние рассеянного излучения на качество изображения пытаются скорректировать с помощью цифровой обработки [4].

Результаты и обсуждения

Для сравнительной оценки эффективности методов снижения уровня рассеянного излучения необходим единый критерий. Примем в качестве такого критерия понятие избирательности 2 = 8 / 8', используемое при оценке эффективности свинцовых растров, где 8 — отношение рассеянного излучения к первичному до растра, а 8' — после растра.

Свинцовый растр

Оценка избирательности. Для снижения уровня рассеянного излучения наиболее часто применяют свинцовые растры (решетки), которые называют отсеивающими растрами. Принцип фильтрации растром рассеянного излучения поясняет рис. 1. Растр состоит из тонких пластинок свинца — ламели, разделенных материалом, слабо поглощающим рентгеновское излучение (углепластик, пластмасса и др.). Растр запрессован между двумя пластинами из углепластика или алюминия, предохраняющими его от повреждений. Плоскости ламелей, как показано на рисунке, направлены на определенную точку в пространстве. Поэтому преимущественное ослабление рассеянного излучения по сравнению с первичным достигается за счет точного совмещения фокусного пятна рентгеновской трубки с этой точкой.

Основными параметрами растров являются фокусное расстояние F, частота растра N и отношение растра г. Фокусное расстояние растра F измеряется

Фокусное пятно рентгеновской трубки

F

Растр

/

г/г///Л/ и и IIII И к и

/ / / / !__1_I_I_1—1_\ \ \ \ \

Входная плоскость приемника изображения

Рентгенопрозрачные

промежутки

цжж

Свинцовая |

ЦдД

пластина

Б

Защитные покрытия

,_ш

а-

Таблица 1

Номер растра Отношение г Т р Т й X

№ 1 6 : 1 0,66 0,23 2,87

№ 2 12 : 1 0,61 0,10 6,10

№ 3 16 : 1 0,59 0,07 8,43

от его поверхности до точки, в которой сходятся линии, являющиеся продолжением плоскостей ламелей в сторону фокусного пятна рентгеновской трубки. Частота растра определяется количеством ламелей на 1 см и вычисляется по соотношению

N =

1

(а + б К

где а — толщина ламелей; Б — толщина промежуточного материала.

Отношение растра г = к / Б, где к — толщина растра, в сильной степени определяет его фильтрующие свойства. Это главный параметр, характеризующий степень фильтрации, т. е. избирательность растра X:

у А ТР

х 8' Т

Здесь Тр и Тй — прозрачность растра для первичного и рассеянного излучений соответственно.

В табл. приведены значения избирательности X трех растров (фирмы ЪувЬо1т, Швеция) с разными значениями отношения г при напряжении на трубке 100 кВ.

Установка в аппарате растра увеличивает контраст изображения в лк раз:

_ 1 + 8 1 + 8/ X,

а отношение сигнал/шум на входе детектора — в л^ раз:

1 + 8 1+8/X.

Рис. 1 | Конструкция и принцип действия свинцового растра

Недостатки. Наряду с положительным влиянием на качество изображения растр ухудшает ряд потребительских свойств аппарата, а также его чувствительность.

1. Доза излучения на входе детектора уменьшается в Тр (1 + 8 / X) / 1 + 8 раз, следовательно, чтобы скомпенсировать эту потерю, необходимо увеличить ток рентгеновской трубки в лд раз:

= 1 + 8 Лд Тр(1 + 8 / X).

В пленочных аппаратах при использовании растра выполнение этого условия обязательно, поскольку рентгеноэкспонометр ограничивает экспозицию снимка так, что доза входного излучения соответствует в центре характеристической (ден-ситометрической) кривой пленки. В цифровых

аппаратах амплитудная характеристика детектора изображения линейна, поэтому уровень фиксации дозы не определен. Он зависит от конкретных характеристик детектора и в данной статье не анализируется.

2. Растр как любой объект, который попадает в пучок рентгеновских лучей, формирует на входе приемника изображение своей структуры. Это изображение является артефактом (паразитным) и должно быть подавлено.

3. Вместе с подавлением вторичного излучения растр частично ослабляет интенсивность изображения в прямом пучке. Как видно из вышеприведенной таблицы для растров фирмы ЪувЬо1т, прозрачность для прямого пучка излучения составляет от 0,66 (г = 6 : 1) до 0,59 (г = 16 : 1). С уменьшением напряжения прозрачность растра ухудшается.

4. Растр ограничивает диапазон изменения фокусного расстояния, так как при отклонении фокусного расстояния от номинального также уменьшается его прозрачность. В рентгеновском аппарате фокусное пятно трубки и фокус растра должны совпадать. Неточное центрирование рентгеновской трубки или наклон растра относительно оси пучка излучения также уменьшает пропускание растра. При этом неравномерность пропускания по полю изображения будет несимметричной. Особенно сильно усложняется настройка аппарата, если растр имеет большое отношение, например г = 16 : 1.

5. Растр увеличивает габаритные размеры и массу детектора, а также стоимость аппарата.

Один из возможных путей замены свинцового растра состоит в использовании так называемой «рентгеновской оптики» [10].

Так как свинцовые растры имеют целый ряд отмеченных выше недостатков, то в ряде аппаратов целесообразно использовать альтернативные методы.

Контактная съемка

Детектор

Съемка с увеличением

\п

Фокусное пятно

/

F

Рис. 2 | К понятию избирательности «воздушного» зазора

рентгенографии [5, 6], при этом основным методом является не контактная съемка, а съемка с прямым увеличением размеров исследуемого органа. Сегодня можно констатировать, что микрофокусная рентгенография уверенно формируется как самостоятельное направление рентгенографии и круг ее применения непрерывно расширяется. Поэтому целесообразно оценить избирательность съемки с увеличением и сравнить ее с избирательностью свинцовых растров.

Понятие избирательности воздушного зазора иллюстрируется рис. 2.

При контактной съемке отношение интенсивности вторичного излучения к интенсивности первичного 8 определяется выражением

8 = К(F / ак )2,

где К — постоянный коэффициент; F — расстояние фокусное пятно — детектор; ак — расстояние объект — детектор.

При съемке с увеличением

Метод воздушного зазора

Снизить уровень рассеянного излучения в плоскости детектора можно за счет удаления пациента или исследуемого органа от детектора, т. е. используя схему съемки с прямым увеличением изображения. Для реализации схемы необходимо применять микрофокусный (точечный) источник излучения [5]. Этот метод основан на том, что интенсивность излучения точечного источника уменьшается обратно пропорционально квадрату расстояния от источника. Съемка с прямым увеличением в общей рентгенологии еще не получила широкого применения из-за отсутствия мощных микрофокусных источников рентгеновского излучения и невозможности вписать в рабочее поле детектора изображения органов больших размеров. Однако в последнее время в целом ряде специальных разделов рентгенологии интенсивно исследуется возможность применения микрофокусной

8' = К(F /ау )2,

где а. — расстояние от объекта до детектора. Тогда избирательность воздушного зазора

2в.з 8'

Выразим ау и ак в выражении (4) для избирательности воздушного зазора через коэффициент увеличения просвечиваемого объекта при контактной съемке шк, а при многократном увеличении — через коэффициент — ту:

F

т = —-

у F - а

т, = —-

к F - а,

к ~у

тогда избирательность воздушного зазора

У = (тУ - 1)тк

з

(тк - 1)ту

Рис. 3 Зависимость избирательности схемы съемки

с прямым увеличением изображения по отношению к схеме контактной съемки (тк = 1,4) от коэффициента увеличения изображения просвечивания

Результаты расчета избирательности воздушного промежутка схемы съемки с прямым увеличением изображения по отношению к контактной схеме съемки (тк = 1,4) в зависимости от коэффициента увеличения изображения представлены на рис. 3.

Как видно из табл. и рис. 3 при пятикратном увеличении объекта значения избирательности растра с отношением 16 : 1 и воздушного промежутка близки друг другу. Таким образом, микрофокусная съемка изображения объектов с увеличением объекта в 5 раз фильтрует вторичное излучение так же хорошо, как высококачественный растр. При этом фильтрация рассеянного излучения воздушным промежутком свободна от всех недостатков фильтрации свинцовым растром: поглощения полезного излучения, муара от структуры растра, зависимости от фокусного расстояния, необходимости «ювелирной» установки растра. Отсутствие растра уменьшает габаритные размеры, массу и стоимость аппарата.

Диафрагмирование пучка первичного излучения

Как было сказано выше, отношение интенсивности рассеянного излучения к интенсивности первичного линейно растет с увеличением размеров. В связи с этим при разработке рентгеновских аппаратов должно выполняться регламентированное международными стандартами требование: первичный пучок излучения всегда должен быть согласован с размерами снимаемого органа. В этом случае избирательность диафрагмирования может быть выражена следующим отношением:

х = д V

где £о — площадь максимально возможного поля облучения; £д — площадь поля облучения после диафрагмировании.

Например, в рентгеновском аппарате с усилителем рентгеновского изображения на трехпольном

рентгеновском электронно-оптическом преобразователе (диаметр рабочих полей соответственно 360, 290 и 215 мм) при переходе с поля 360 мм на поле 290 мм и выполнении диафрагмирования избирательность составляет 1,54, а при переходе на поле 215 мм — 2,8.

Компрессия

Компрессия

у = Но

У к = Н ,

где Н0 и Н — толщина просвечиваемого органа до и после компрессии.

Для выполнения компрессии в рентгеновских аппаратах используются компрессионные тубусы и пластины. Особенно эффективна компрессия в маммографии при большом объеме молочной железы и при исследованиях желудочно-кишечного тракта у тучных пациентов.

Сканирование объекта пучком рентгеновского излучения

При сканировании объекта «веерным» или «карандашным» пучками рентгеновского излучения число центров рассеяния уменьшается пропорционально отношению облучаемой единовременно площади объекта просвечивания к полной сканируемой площади. Приблизительно во столько же раз уменьшается интенсивность рассеянного излучения, падающего на пикселы детектора. По механизму подавления рассеянного излучения этот метод съемки близок к диафрагмированию, когда специальный коллиматор первичного пучка формирует на поверхности просвечиваемого органа локальное поле облучения в виде «круга» или «полосы». Поэтому избирательность может быть в первом приближении оценена по соотношению (6). Так как при сканировании 8 < 1 даже в темных местах изображения, а избирательность сканирования Ус, как правило, составляет не менее 100 раз, то при этом методе съемки дополнительных мер по подавлению рассеянного излучения не требуется.

К сожалению, длительно время сканирования не позволяет исследовать подвижные объекты и обуславливает высокие тепловые нагрузки на анод трубки, что сокращает срок ее службы. Поэтому метод сканирования имеет ограничения в применении.

х

п

8

6

4

2

0

14

Лучевая диагностика, лучевая терапия

«Виртуальный» растр

С развитием цифровой рентгенотехники, обеспечивающей более широкий диапазон экспозиций при съемке по сравнению с рентгеновской пленкой, интенсивно проводятся исследования, направленные на замену свинцовых растров так называемыми «виртуальными» растрами — программами цифровой обработки сигнала изображения [4,7—9]. Чтобы заменить свинцовый растр «виртуальным» необходимо решить как минимум три задачи.

1. Повысить контраст изображения, который снижен попаданием рассеянного излучения на вход детектора. Эта задача решается относительно просто путем ограничения цифрового сигнала изображения по минимальным сигналам пикселов.

2. Компенсировать ту составляющую сигнала изображения, которая сформирована на входе детектора рассеянным излучением и смешана с «полезным» изображением. Изображение в рассеянном излучении имеет более узкий спектр пространственных частот, что может быть использовано для его фильтрации.

3. Компенсировать шумы выходного изображения, обусловленные рассеянным излучением. Эти шумы вызваны квантовыми шумами входного изображения в рассеянном излучении и шумами, которые возникают от рассеянного излучения за счет флуктуаций коэффициентов преобразования звеньев детектора (экранов, оптических узлов, фотопреобразователей). Так как интенсивность рассеянного излучения может в несколько раз превышать интенсивность «полезного», то влияние шумов рассеянного излучения на качество изображения больше, чем шумов «полезного» излучения. Особенно это влияние заметно в темных местах на изображении, где «полезный» видеосигнал мал. Существующие «виртуальные» растры не позволяют полностью решить все перечисленные задачи [4, 11].

Таким образом, «виртуальные» растры полезны, но они не могут полностью заменить свинцовые растры, которые подавляют рассеянное излучение в месте его возникновения.

Заключение

1. Заимствованное из практики использования свинцовых растров понятие избирательности, распространенное на прочие методы подавления рассеянного излучения, позволяет количественно сравнивать эти методы друг с другом.

2. Несмотря на все недостатки свинцовых растров, они по-прежнему остаются основным инструментом подавления рассеянного излучения в большинстве классов рентгеновских аппаратов. Исключение составляют сканирующие и микрофокусные аппараты с прямым многократным увеличением изображения.

3. Поиски замены свинцовых растров продолжаются. Известны два направления поисков — цифровая обработка изображения и рентгеновская оптика.

4. Насколько важна борьба с рассеянным излучением, видно из выражения для обобщенной квантовой эффективности аппарата [3]:

Лоб = Л / 1 + 8,

где л — квантовая эффективность аппарата при отсутствии рассеянного излучения.

Очевидно, что при проведении рентгенологических исследований необходимо одновременно использовать все доступные способы подавления рассеянного излучения.

1. Hondiss W. Grids to reduce scattered X-ray in medical radiography // Philips Research Reports. Supplements. 1964. N 1. P. 1-10.

2. Физика визуализации изображений в медицине. В 2 т. Т. 1. / Под ред. С. Уэбба. М.: Мир, 1991.

3. Мазуров А. И. Обобщенная квантовая эффективность цифровых рентгеновских аппаратов // Мед. техника. 2008. № 5. С. 15-19.

4. Пат. РФ № 2434288 от 8.06.2010. Способ коррекции цифровых изображений // В. О. Ребони, А. И. Мазуров, Я. С. Лейферкус.

5. Васильев А. Ю. Рентгенография с прямым многократным увеличением в клинической практике. М.: Логос, 1998.

6. Потрахов Н. Н. Микрофокусная рентгенография в стоматологии и челюстно-лицевой хирургии. СПб.: Элмор, 2007.

7. Boone I. M. Scatter correction algorithm for digitally acquired radiographs: theory and results // Med. Phys. 1986. N 13 (3). P. 319-328.

8. Maher K. P., Malone J. F. Computerized scatter correction indiagnostic radiology // Contemporary Physics. 1997. Vol. 38. N 2. P. 131-148.

9. Scatter Compensation in Digital Chest Radiography using Fourier Deconvolution // Investigative Radiology. 1989. N 24. P. 30-33.

10. Kruger D. G., Abreu C. C. et al. ImagingCharacteristics of x-ray capillar optics in digitalmammography // Med. Phys. 2006. N 23 (2). P. 187-196.

11. Пат. № EP 2120040A1 от 18.11.2009. Virtual grid imaging method for being capable of eliminating the effect of scatter radiation and system thereof // Yunxiang Li, Hongguang Cao.