Беляев Физика ядерной медицины Ч.2 Учебное пособие 2012

том этих факторов чувствительность можно выразить в виде следующей формулы [5]:

где A – площадь детектора, видимая изображаемым точечным источником; ε – эффективность детектора; µ – линейный коэффициент ослабления 511-кэВ фотонов в материале детектора; t – толщина детектора.

Чувствительность ПЭТ-сканера при 2-М наборе данных составляет ~ 0,2 – 0,5 %, а при 3-М ~ 2 – 10 %. Однако в последнем случае данные содержат большой процент случайных и рассеянных событий. Если рассмотреть отдельные виды совпадений, то в общей форме общая чувствительность для истинных (Т), рассеянных (Sc) и случайных (R) событий совпадения пропорциональна

где Z – аксиальная длина исследуемого объема; L – длина септы.

3.6. Энергетическое разрешение

Энергетическое разрешение определяет точность, с которой система может измерить энергию фотона. Для источника 511-кэВ фотонов идеальной была бы система с хорошо очерченным узким пиком, соответствующим поглощению энергии в 511 кэВ. Сцинтиллятор BGO имеет низкий световыход (шесть световых фотонов на кэВ поглощенной энергии), что приводит к статистической неопределенности при определении поглощенной в детекторе энергии. Существует два возможных способа определения энергетического разрешения ПЭТ-сканера: для одиночного события и для события совпадения (т.е. для двух событий).

Энергетическое разрешение зависит среди прочих факторов также от геометрии измерения. На рис. 1.13 демонстрируется энергетическое разрешения системы BGO томографа для одиночных фотонов в трех разных геометриях измерения. На рисунке хорошо

31

видно увеличение событий в области низких энергий вследствие рассеяния фотонов в плотной среде по сравнению с измерением в воздухе.

Рис. 1.13. Энергетический аппаратурный спектр одиночных фотонов в ПЭТсистеме с кристаллами BGO при измерении линейного источника 68Ge в воздухе, в водяном цилиндре диаметром 20 см и распределенного (по объему) в том же цилиндре раствора 18F. Энергетические разрешения для трех геометрий равны 16,4, 19,6 и 21,6 %, соответственно [3]

Для измерения энергетического разрешения в режиме совпадений обычно применяется шаговое перемещение по энергии узкого энергетического окна для тандема детекторов. Однако такая ситуация редко встречается на практике. Более полезным является изучение результата, когда один канал совпадений устанавливается на широкий энергетический интервал (например, 100 – 850 кэВ), а другой канал на узкое энергетическое окно, которое шагами перемещается по шкале энергии. Такой способ позволяет детектирование, например, событий поглощения 511 кэВ в совпадении с событиями поглощения 300 кэВ, как это бывает на практике. Данный метод иллюстрируется на рис. 1.14, где полученное энергетическое разрешение при измерении линейного источника 68Ge/68Ga, находящегося в воздухе, для сканера с BGO для линии 511 кэВ равно 20

32

%. Этот результат похож на данные, полученные для спектра одиночных фотонов.

Рис.1.14. Аппаратурный энергитический спектр истинных совпадений для линейного источника 68Ge/68Ga в воздухе [3]

3.7. Эквивалентная по шуму скорость счета

Как отмечалось в части 1пособия шум в изображении ухудшает контраст изображения и причина его возникновения связана со статистическими флуктуациями скорости счета. Шум подчиняется

закону ~1/ N , где N – счетная плотность. Важным параметром, имеющим отношение к шуму, является эквивалентная по шуму скорость счета (NECR). Эта величина представляет собой скорость счета, которая возникла бы при том же отношение сигнал/шум в данных в случае отсутствия событий случайных и рассеянных совпадений. Она всегда меньше, чем наблюдаемая скорость счета и определяется из следующего выражения [3]:

где Ttotal – наблюдаемая скорость счета (включая события рассеяния); T и Sс – скорости счета нерассеянных и рассеянных событий;

33

f – фракция поля случайных событий (отношение диаметра источника к трансаксиальному полю обзора томографа.

3.8. Характеристика скорости счета

Пропускная способность ПЭТ-системы по скорости счета привязана к конечному времени, которое требуется системе для процессинга детектируемых фотонов. После детектирования в кристалле выполняется серия оптических и электронных шагов процессинга, каждый из которых требует определенного количества времени. Корректировка на мертвое время будет рассмотрена в следующем разделе, здесь же ограничимся качественным обсуждением потерей в скорости счета, связанных с этим фактором. Наиболее общим способом, используемом в ПЭТ для определения скорости счета и мертвого времени системы, является использование относительно короткоживущего источника (например, 18F, 11C) в многофреймовом динамическом протоколе набора и регистрации количества фреймов данных за подходящий временной отрезок в течение нескольких периодов полураспада источника. В этих измерениях часто применяют цилиндр с раствором 18F. Скорости счета, регистрируемые при низкой активности, когда мертвое время и события случайных совпадений близки к нулю, могут быть затем экстраполированы к случаю "идеальной" кривой чувствительности с минимальными потерями. Пример зависимость наблюдаемых скоростей счета разных видов событий совпадения от активности источника представлен на рис. 1.15.

3.9. Режимы набора данных

ПЭТ-сканер применяется для получения изображений в разных режимах. Наиболее простым режимом является статический способ набора данных, при котором все события запоминаются в одном массиве LOR данных, называемом синограммой. Этот режим особенно удобен для РФП, которые усваиваются тканями, и распределение которых мало изменяется в процессе измерения. При динамических исследованиях проводится серия статических измерений или фреймов в течение заданного периода. Динамическое исследование выполняется в случаях быстро изменяющегося распреде-

34

ления РФП. Тотальная визуализация также состоит из серии статических измерений, но вместо набора данных при фиксированных позициях пациента, стол с пациентом перемещается в новое положение для каждого фрейма скана (среза). Измерения при разных положениях стола затем объединяются вместе, образуя одно изображение, которое больше, чем аксиальное FOV ПЭТ-сканера. Такой способ полезен для получения изображений многих частей тела, когда распределение РФП мало изменяется во времени. Особенно ценен этот режим для локализации метастазированных опухолей и изучения биораспределений.

Рис. 1.15. Зависимость скоростей счета разных видов событий совпадения от активности источника [3]

Отпираемый (англ. gated) набор данных подобен динамической визуализации, но инициируется импульсом электрокардиограммы, вдыхательно-выдыхательным уровнем дыхания или каким-либо другим циклическим физиологическим паттерном. Набор данных производится в списочной моде способом (англ. list-mode), при котором проводится непрерывная запись каждого детектируемого события от любого кристалла в течение выделенного времени. После завершения сканирования данные реорганизуются или группируются в синограммы набора.

35

3.10. КТ-визуализация

Как отмечалось в начале главы, КТ визуализация добавляет фактически новую размерность в ПЭТ сканирование. Она обеспечивает достаточную анатомическую детальность, что позволяет точно локализовать специфическое усвоение РФП, и таким образом, сообщить добавочную диагностическую информацию, помогающую выявлению болезни и оценке необходимого терапевтического вмешательства. Кроме того, что не менее важно, КТ предоставляет прекрасную информацию для адекватной корректировки ослабления аннигиляционных фотонов в тканях различной плотности и толщины. По существу, ПЭТ- и КТ-изображения создаются в совместном режиме. Сначала получают КТ данные, а затем без временного перерыва при том же положении пациента регистрируют ПЭТ данные (рис. 1.16). КТ и ПЭТ ориентация отличается только на постоянный фактор усиления, являющийся результатом различной величины поперечных FOV у КТ и ПЭТ. После введения поправки на фактор усиления для завершения процесса совместной регистрации требуется только коррекция на смещение стола. При этом необходима соответствующая взаимная настройка центров гантри КТ и ПЭТ. Детекторные плоскости в обеих системах должны быть параллельны друг другу, а перемещение стола быть нормальным к детекторным плоскостям. Любая рассогласованность этих параметров приводит к небольшому, но заметному несовмещению КТ- и ПЭТданных.

Рис. 1.16. Схематическое изображение поперечного сечения ПЭТ/КТ системы (адаптировано из [6])

Объединение двух видов изображений выполняется с помощью специализированного коммерческого программного обеспечения.

36

Общая точность диагностики при использовании систем ПЭТ/КТ увеличивается на 20 – 25 % по сравнению с диагностикой, когда ПЭТ и КТ применяются раздельно. Так как КТ-сканирование очень быстрое, время полного сканирования уменьшается, и пропускная способность соответственно увеличивается. Учитывая эти моменты, тотальная визуализация всего тела с помощью ПЭТ/КТ для более точного диагноза различных раков становится стандартной практикой. Поэтому не случайно мировая продажа систем ПЭТ/КТ опережает продажу ПЭТ-сканеров в несколько раз.

4. Коррекция данных ПЭТ

Далеко не все фотоны, испускаемые источником (пациентом) могут быть зарегистрированы. Большинство фотонов, выходящих из пациента, не пересекают пары детекторов совпадения из-за ограниченного телесного угла детекторов. Значительная часть фотонов не детектируется из-за поглощения в пациенте. Кроме того, имеют место потери счета из-за конечного мертвого времени детекторов. По этим причинам данные ПЭТ необходимо корректировать на эти потери, чтобы отображать точные количественные изображения.

4.1. Поправка на ослабление

Два аннигиляционных 511-кэВ фотона проходят разные расстояния в исследуемом объекте перед детектированием и соответственно, ослабляются в разной степени. Если расстояния в объекте от точки эмиссии до детекторов, которые должны пройти фотоны вдоль выбранного направления, равняются a и b (рис. 1.17), то поправка на ослабление для каждого пикселя (т.е. каждой LOR) дается экспоненциальным законом ослабления, который в предположении однородности среды имеет вид:

где µ – линейный коэффициент ослабления фотонов; L – полная толщина пациента.

37

Рис. 1.17. К расчету поправки на ослабление аннигиляционных фотонов

Массовый коэффициент ослабления 511-кэВ фотонов в ткани и воде равен 0,095 см2/г, а слой половинного ослабления ~ 7,2 см. При исследовании головы (~ 20 см в диаметре) ослабление коснется 85 % фотонов, а при исследовании тела (нередко поперечная ширина ~ 45 см) будет ослаблено более, чем 95 % аннигиляционных фотонов. Отсюда очевидно, что в экспериментальные данные, получаемые при сканировании в ПЭТ, необходимо вводить корректировку на эффект ослабления. Уравнение (1.6) применяется и в ОФЭКТ при корректировке ослабления в однородных средах методом Чанга. Однако этот метод имеет тенденцию к образованию артефактов, обусловленную недооценкой ослабления в области грудной клетки.

В настоящее время в ПЭТ для корректировки ослабления фотонов широко используется метод пропускания. В этом методе применяется вращающиеся герметизированные источники в виде

стержней или "кнопки" (рис. 1.18), содержащие обычно 68Ge (T1/2 = 271 день). Источник закрепляется в специальном держателе и раз-

мещается на месте, соответствующем краю исследуемого объекта. Держатель вращается мотором, так чтобы все пары детекторов могли набрать данные. Фотон А падает прямо на один из детекторов, в то время как фотон В должен пройти полный путь через ослабляющий материал объекта, чтобы создать событие регистрации

38

совпадения. Эти события образуют информацию, которая может сравниваться с КТ-изображением при низком разрешении.

Рис. 1.18. Геометрия измерения поправочного фактора на ослабление излучения при ПЭТ-сканировании методом пропускания (адаптировано из [6])

Результаты измерения без объекта называют бланковым или пустым сканом. Как правило, такой скан получают в начале рабочего дня, и он используется для корректировки всех последующих сканирований. Следующий трансмиссионный скан получают уже с объектом (или пациентом), находящимся в сканере. Трансмиссионные сканы измеряют для каждого пациента. Активность источника около 10 мКи, а длина ~ 10 см. В новых сканерах для ускорения набора применяют несколько источников. Отношение данных в трансмиссионном скане к данным в бланковом скане для каждого пикселя позволяет определять корректирующую поправку на ослабление излучения.

Измерение трансмиссионного скана занимает от 20 до 40 мин в зависимости от активности источника. Если же исследование выполняется на ПЭТ/КТ-системе, то трансмиссионный скан получают меньше чем за минуту. Так как степень ослабления фотонов зависит от их энергии, то поправочные факторы, определенные для 70кэВ рентгеновского излучения (на нем работает КТ) требуется масштабировать к ослаблению 511-кэВ фотонов. Такой масштабирующий фактор находится из отношения массовых коэффициентов ослабления для фотонов с энергиями 511 и 70 кэВ. Подобный подход не совсем корректен для кости. Поэтому при исследовании го-

39

ловы часто применяется аналитическая коррекция ослабления. Это возможно, потому что форма головы близка по форме к эллипсоиду и имеет внутри черепа почти постоянную плотность. Отсюда при условии правильной ориентации можно рассчитать коэффициент ослабления излучения для каждого луча, проходящего через детекторы.

4.2. Поправка на распад

Период полураспада р/н в ПЭТ относительно короток (см. табл. 1.1). Когда набор данных осуществляется в единичном статическом режиме, то введение поправки на распад р/н не требуется. Однако при исследованиях всего тела в динамическом режиме или при количественных измерениях поправка на распад р/н должна вводиться. Как правило, время для коррекции на распад t отсчитывается от момента введения РФП до середины фрейма или до пробы крови, если продолжительность мала в сравнении с T1/2 . Выражение для поправки имеет вид:

где A(t) – активность в конкретный момент времени t; λ – постоянная распада р/н.

Обычно поправка на распад применяется к изображениям как масштабирующий фактор (одно число для всего изображения). При динамических исследованиях поправочный фактор вводится непосредственно в физиологическую модель.

4.3. Поправка на случайные совпадения

Как описывалось ранее, случайные совпадения возникают, когда два не связанных 511-кэВ фотона, образующиеся в разных событиях аннигиляции, детектируются парой детекторов в пределах одного и того же временного окна. Случайные совпадения в сильной степени минимизируются септой при 2-М наборе данных, в то время, как при 3-М наборе данных в отсутствие септы их вклад вызывает сильное уменьшение контраста изображения. Вклад случайных совпадений увеличивается с увеличением ширины энергетического и временного окон и с увеличением активности источника. Причем в последнем случае их вклад возрастает пропорционально квадрату активности. Соответственно, вклад случайных совпаде-

40