Разработка и создание рентгеновского, протонного и позитронного томографов для клинико-физического комплекса Лаборатории ядерных проблем ОИЯИ

• Автор: Мицын, Геннадий Валентинович
• Шифр специальности: 01.04.01
• Научная степень: Кандидатская
• Год защиты: 1997
• Место защиты: Дубна
• Количество страниц: 117 с.

Оглавление
Введение
Глава 1. Рентгеновский компьютерный томограф (РКТ) для планирования протонной терапии.
1.1. История развития рентгеновской томографии
1.2. Структурная схема разработанного РКТ для планирования протонной терапии
1.3. Формирование веерного пучка рентгеновского излучения и его мониторирование
1.4. Описание ротационного стенда и устройств центровки пациента
1.5. Разработка блока детекторов рентгеновского
излучения
1.6. Разработка системы сбора данных РКТ
1.7. Разработка методики проведения измерений
1.8. Создание программного обеспечения
1.9. Результаты фантомных измерений и апробации
РКТ в сеансах протонной терапии
Глава 2. Протонная компьютерная томография.
2.1. Методы протонной томографии
2.2. Разработка протонного томографа на энергию протонов 660 МэВ

2.3. Разработка методики проведения измерений
2.4. Создание программного обеспечения
2.5. Результаты фантомных измерений
2.6. Разработка проекта томографа на энергию протонов 250 МэВ
2.7. Моделирование измерений на пучке фазотрона
ЛЯП ОИЯИ
Глава 3. Позитронный эмиссионный томограф (ПЭТ) на
основе композиционных сцинтилляторов.
3.1. Принцип действия и конструктивные особенности

3.2. Измерение основных характеристик разработанного композиционного сцинтиллятора
3.3. Конструкция созданного ПЭТ на основе композиционных сцинтилляторов
3.4. Система сбора данных
3.5. Разработка программного обеспечения и методики проведения измерений
3.6. Результаты измерений
Заключение
Литература.

Введение

В настоящее время пучки тяжелых заряженных частиц, в частности протонов, находят все более широкое применение в лучевой терапии. Это связано, прежде всего, с возможностью качественного улучшения пространственных дозных распределений по сравнению с традиционно используемыми для этих целей пучками электронов и у-квантов, что, в свою очередь, позволяет снизить лучевую нагрузку на прилегающие к мишени здоровые ткани и тем самым уменьшить риск возникновения лучевых осложнений при одновременном увеличении подводимой к мишени дозы.
Возрастание величины линейной передачи энергии при увеличении глубины проникновения пучка тяжелых заряженных частиц и определенный пробег в веществе, величина которого определяется их энергией, приводит к образованию максимума ионизации - пика Брэгга, форма которого определяется энергетическим распределением частиц в пучке и страггпингом. Если использовать пучок с такой энергией, чтобы пик Брэгга совпал с облучаемой мишенью, то ткани, расположенные перед ней, будут облучаться меньшими дозами, а ткани, расположенные за ней, практически не будут облучаться вообще. Для иллюстрации на рис. 1 [1] представлены глубинные дозные распределения для различных видов излучения.
Кроме того, при прохождении через вещество пучки тяжелых заряженных частиц рассеиваются значительно слабее, чем пучки электронов и у-квантов. Это позволяет использовать узкие пучки протонов для облучения глубоко расположенных мишеней размером в несколько миллиметров.
Однако, все вышеперечисленные преимущества могут быть реали-

• погрешность преобразования в диапазоне входных сигналов от 20 мВ до 10 В < 3%;
• время преобразования - 6,4 мс;
• число корпусов микросхем в пересчете на 1 канал - около 2,2.
В процессе эксплуатации АЦП выяснилось, что тепловой дрейф входных токов и напряжений смещения микросхем А1 и А2 (рис. 7), как и предполагалось приводит к некоторой нестабильности зависимости преобразования. Однако, после ’’прогрева” блока в течение примерно одного часа этот дрейф становится незначительным и не превышает нестабильности, связанной с дрейфом усиления фотоумножителей блока детекторов.
1.7. Разработка методики проведения измерений.
Процесс получения томографического изображения можно разделить на три основных этапа : калибровка каналов регистрации, измерение проекционных данных и их реконструкция в ЭВМ.
В процессе калибровки устанавливается зависимость между толщиной вещества, находящегося на пути рентгеновских лучей и показаниями каждого из 128 каналов регистрации. Необходимость измерения такой зависимости обусловлена, прежде всего, значительной (до 30%) нелинейностью используемых фотоумножителей, когда динамический диапазон их выходных сигналов составляет несколько тысяч. Подобная калибровка снижает также влияние на качество реконструируемого изображения эффекта ужесточения рентгеновских лучей, связанного с их полихроматичностью (см. п. 1.3).
Необходимая зависимость устанавливается при вертикальном перемещении ступенчатой пирамиды из оргстекла с помощью стенда устройства ’’Мезон” (рис. 9). Пирамида представляет собой набор из