Добавил:
Sekretar
kiopkiopkiop18@yandex.ru
t.me/Prokururor I Вовсе не секретарь, но почту проверяю
Опубликованный материал нарушает ваши авторские права? Сообщите нам.
Вуз:
Предмет:
Файл:Ординатура / Хирургия / Библиотека им академика М.И. Перельмана / Книга_148_библиотеки_им_акад_М_И_Перельмана
.pdf
analogue to
digital
converter
NaI(Tl)
ФЭУ
Электрон.
база и
предусилит.
Усилитель
Источник
высокого
напряжения
Аналогоцифровой
преобразов.
Компьютер
https://t.me/med1917
предоставляющие информацию о пространстве, энергии и времени, и как эта
информация используется для создания как качественных, так и
количественных изображений.
7.2. ПЕРВИЧНЫЕ ПРОЦЕССЫ ОБНАРУЖЕНИЯ РАДИАЦИИ
Как описано в главе 6, методы, используемые для обнаружения
рентгеновских и γ-фотонов, делятся на три категории, а именно:
сцинтилляционный счетчик, газонаполненные детекторы и полупроводники.
Каждый из этих методов предусматривает несколько типов детекторов и требует
различной электроники для создания и использования сигналов.
7.2.1. Сцинтилляционные счетчики
На рисунке 7.1 показана блок-схема сцинтилляционного счетчика,
использующего люминофор и фотоэлектронного умножителя, а также основные
электронные компоненты, необходимые для получения аналоговых и цифровых
сигналов, используемых для создания изображения. В таблице 6.3 показывает,
что люминофоры, используемые в ядерной медицине, могут производить 1500–
67 000 оптических фотонов на мегаэлектронвольт энергии, депонированной в
кристалле, а время излучения света может варьироваться от менее чем 1 нс до ~1
мкс. Кроме того, усиление оптического сигнала фотоумножителем может
изменяться на порядок величины или более в зависимости от квантовой
эффективности фотокатода и количества динодов. Из этого видно, что импульсы,
генерируемые сцинтилляционным счетчиком, могут существенно отличаться
как по форме, так и по амплитуде, и что электронные устройства, используемые
для манипулирования этими сигналами, должны быть достаточно гибкими
чтобы учитывать эти изменения.
Рис. 7.1. Блок-схема сцинтилляционного счетчика и связанной с ним электроники
Если сигнал с анода фотоэлектронного умножителя (ФЭУ) мал, необходим
перед полным усилением необходим предварительный усилитель. Такой
усилитель обычно включается в электронную базу ПМТ, чтобы минимизировать
шум, генерируемый до предварительного усиления. предварительного усиления.
Аналогичные аргументы применимы к использованию твердотельных датчиков
освещенности, таких как фотодиоды. Датчиков света на основе твердого тела,
таких как фотодиоды, соединенные с люминофорами.
207
Усилитель
Плоскость анодного
провода
Ионизация
Усилитель
Входящий γ-луч
Плоскость катодного
провода
Газонаполненная
камера
https://t.me/med1917
И ПМТ, и фотодиоды требуют напряжения для получения сигналов – в
случае ПМТ это напряжение может составлять 1–3 кВ, поскольку каждый
последующий динод обычно требует 100–200 В для достаточного усиления
электронного сигнала. Для фотодиода напряжение, необходимое для полного
истощения обычно составляет несколько десятков вольт для простого фотодиода
и больше для лавинного фотодиода (APD).
7.2.2. Газонаполненные системы обнаружения
Газонаполненные системы визуализации преобразуют энергию фотонов γлучей непосредственно в пары ионов. Для образования одной пары ионов требуется
25–35 эВ, поэтому первичный сигнал от
99m
Tc будет состоять из 4000–5000
электронов. Этот сигнал будет усилен в газовом детекторе с помощью высокого
напряжения (несколько киловольт), чтобы вызвать электронную лавину с
типичным числом 106–107 в многопроволочной пропорциональной камере (MWPC)
(рис. 7.2). Типичные размеры этих устройств для медицинской визуализации
составляют от 30 до 100 см по бокам на 10–20 см в направлении γ-лучей.
Эти сигналы, очевидно, также нуждаются в усилении, если они будут
использоваться в качестве аналоговых и цифровых выходных импульсов для
формирования изображения.
Рис. 7.2. Схема двухплоскостной многопроволочной пропорциональной камеры,
регистрирующей γ-излучение
7.2.3. Полупроводниковые детекторы
Простой диод можно представить как твердотельную ионизационную
камеру, где область между p-n-переходами действует как резервуар электроннодырочных пар (e-h). Входящее излучение создает в диоде пары e-h, число
которых пропорционально энергии, вложенной в диод, и массив диодов может
работать как устройство для визуализации излучения. Энергия, необходимая для
образования пары e-h, составляет ~3–5 эВ (см. таблицу 6.2), поэтому размер
генерируемых импульсов варьируется меньше, чем для сцинтилляционного
счетчика. Однако для получения полезной аналоговой или цифровой
информации сигналы все равно потребуют определенного усиления.
208
Аналоговые и цифровые выходы на компьютер
Электроника для
обработки сигналов
Входящие γ-лучи
Коллиматор
Люминафор
Фотоумножители
https://t.me/med1917
7.3. ДЕТЕКТОРЫ ВИЗУАЛИЗАЦИИ
После краткого обсуждения производства сигналов тремя основными
ионизирующего излучения, необходимо понять, как эти методы используются
для получения изображений в ядерной медицине. Два основных используемых
устройства для получения изображений — это гамма-камера и позитронная
камера. Для полноты картины также описана авторадиографическая
визуализация образцов тканей, содержащих радиоактивные вещества.
Как правило, в системах гамма-камер и позитронных камер используются
сцинтилляционные счетчики в качестве первичного детектора излучения,
поскольку останавливающая способность для рентгеновских и γ-лучей в
сцинтиллирующих кристаллах высокой плотности очень высока. Мощность для
рентгеновских и γ-лучей в сцинтилляционных кристаллах высокой плотности
которые используются. Однако есть примеры камер, использующих МВПЦ и
полупроводников, и здесь приводится их краткое описание.
7.3.1. Гамма-камера
Гамма-камера, изобретенная Халом Ангелом, обычно основана на
использовании одного люминофора большой площади (например, 50 см × 40 см
NaI(Tl)), соединенного с сотней ПМТ. Камера (рис. 7.3) может обнаруживать γлучи, испускаемые радиоактивным веществом, распределенным в организме.
Свинцовый коллиматор, расположенный перед сцинтилляционным счетчиком,
выбирает направление γ-лучей, попадающих в прибор, и позволяет получить
изображение биораспределения трассера.
Рис. 7.3. Схема гамма-камеры для обнаружения одиночных фотонов
ПМТ вырабатывают сигнал, пропорциональный свету, генерируемому в
кристалле. Информация о положении может быть получена путем сравнения
величины сигналов от разных ПМТ, в то время как энергетическая информация
связана с суммой сигналов ПМТ. Точность как энергетической, так и
209
https://t.me/med1917
позиционной информации зависит от стабильности производства сигнала, а
также от используемой электроники. Амплитуда аналоговых сигналов от ПМТ
зависит как от стабильности ПМТ, так и от стабильности работы ПМТ и
электроники, а также от шума, возникающего в процессе усиления сигнала. Шум
максимально снижается за счет усиления вблизи каждого ПМТ.
Усиленный/суммированный сигнал с фотоумножителя может быть
преобразован в цифровую последовательность импульсов с помощью аналогоцифрового преобразователя (АЦП), где количество импульсов пропорционально
высоте импульса или заряду в сигнале. Этот сигнал используется для выбора
событий, в которых большая часть энергии γ-лучей обнаруживается камерой.
Инструмент для уменьшения влияния на получение изображения γ-лучей,
рассеянных в теле до обнаружения. На этом этапе важно включить только те
сигналы от ПМТ, которые дают информацию, превышающую уровень
собственных шумов электроники. Для этого используется пороговая обработка
сигнала, например, компаратор.
Традиционно отдельные импульсы ПМТ оцифровываются вблизи ПМТ, и
эти сигналы анализируются с помощью конденсаторных или резисторных схем
для определения позиционной информации, которая затем передается в
компьютерную систему для формирования изображения. Центроид информации
о высоте энергии/импульса осуществляет положение, которое тесно связано с
точкой, в которой γ-луч входит в кристалл. Последние усовершенствования для
вычисления этого положения на основе цифровых выходов PMTs используют
вычисления ближайших соседей на основе сохраненной эталонной карты
позиционной информации. Эти методы позволяют получить более точные
оценки точки входа падающего излучения, но требуют больших
вычислительных затрат.
Таким образом, точность процесса получения изображения во многом
определяется размерами исходного сигнала и последующим его усилением,
и оцифровкой.
7.3.2. Позитронная камера
Позитронная камера используется для одновременного обнаружения двух
аннигиляционных фотонов, производимых позитронно-излучающими
трассерами, распределенными в организме. Детекторы обычно состоят из
многих тысяч маленьких сцинтилляционных кристаллов соединенных с
тысячей ПМТ. Это означает, что существует гораздо больше усилителей,
которые должны работать при более высоких скоростях счета, чем те, что
используются в гамма-камере. Для обнаружения этих двух γ-лучей необходимо
добавить схемы совпадений схем, используемых для селекции импульсов от
одного события аннигиляции. Рисунок 7.4 иллюстрирует формат позитронной
камеры на основе нескольких сцинтилляционных счетчиков в которой сигналы
могут быть считаны для формирования трехмерного изображения.
Основное различие в электронике между позитронной и гамма-камерой
заключается в большом количестве задействованных каналов ПМТ и
210
Усилитель
АЦП
Схема
совпадения
Energy 1
АЦП
Усилитель
D1
D2
Digital 1
Trigger
Digital 2
Energy 2
https://t.me/med1917
достигаемых скоростях счета – в обоих случаях нередки коэффициенты 10–20.
Кроме того, импульсы позитронной камеры должны быть тщательно
сформированы, чтобы предоставить точную временную информацию в цепях
совпадения для осуществления обнаружения обоих аннигиляционных
фотонов от одного события аннигиляции. Временной джиттер в импульсах
будет влиять на этот процесс, позволяя случайным фотонам от нескольких
ядерных распадов быть включенными в сбор данных. Кроме того, недавно
появившиеся камеры с так называемым «временем полета» требуют очень
точного (субнаносекундного) определения времени между двумя
аннигиляционными фотонами.
Рис. 7.4. Типичная обработка сигнала в позитронной камере на основе
люминофора/фотоумножителя — импульсы от двух противоположных детекторов в
матрице камер усиливаются, оцифровываются, проверяются на совпадение и затем
используются для получения информации о положении и энергии обнаруженного события
7.3.3. Многопроволочные пропорциональные рентгеновские и γ-лучевые
сканеры на основе камеры
Как показано на рис. 7.2, фотон X или γ генерирует в газе сигнал
ионизации, который регистрируется плоскостями проводов анода и катода.
Высокие напряжения в плоскостях проводов вызывают электронные лавины
вблизи ближайших проводов, и эти сигналы могут быть обнаружены и усилены
на любом конце провода.
В позитронной камере «ПЕТРРА» (рис. 7.5) первоначальное обнаружение
γ-лучей осуществляется с помощью блоков фторида бария. Вакуумный
ультрафиолет, создаваемый в кристалле, фотоионизирует газ, производя
электроны, которые впоследствии которые впоследствии усиливаются в газе с
помощью серии проволочных плоскостей. Позиционная информация MWPC
информация считывается с помощью линий задержки, соединенных с
катодными проводами. Сигналы индуцируются в линиях задержки и
детектируются на обоих концах с помощью усилителей, которые генерируют
сигналы с низким временным джиттером. Эти сигналы передаются на
дискриминаторы постоянной фракции дискриминаторы постоянной фракции
(CFD) для получения быстрых сигналов синхронизации, а затем на временные
211
От второго детектора
B Кристалл фторида бария
Gamp Плоскости проводов газового усиления
G Плоскость провода затвора
С Плоскость катодного провода
A Плоскость анодного провода
Coinc Блок совпадений
CFD Дискриминатор с постоянной составляющей
TDC Преобразователь времени
Gate
TDC
Амплитуда
импульса
TDC
CDF
CDF
Coinc
Предоставление
данных
X
Y
B
Gamp
G C A
C
https://t.me/med1917
оцифровщики. Разница во времени между приходом сигналов на два конца
линии задержки измеряется цифро-временными преобразователями (TDC) и
предоставляет позиционную информацию – точность этой информации зависит
от внутренних свойств линий задержки и разброса сигнала в плоскостях
проводов, и в данной системе составляет ~4 мм. Импульсы, генерируемые после
области усиления газа, используются для осуществления быстрого совпадения
триггера для считывания данных в компьютер – временное разрешение ~2–3 нс
легко достижимо.
Рис. 7.5. Схема системы формирования импульсов и считывания показаний для позитронной
камеры «ПЕТРРА» — плоскости проводов показаны пунктирными линиями
Еще одним способом минимизации регистрации одиночных γ-лучевых
событий в этой системе является использование электронных «ворот», в
которых транспортировка ионизационных сигналов контролируется
дополнительной проволочной плоскостью. Это позволяет пропускать
ионизацию к анодной/катодной части камеры только в том случае, если два
детектора MWPC сработали в быстром совпадении. Сигналы анода могут быть
использованы для измерения высоты импульса, создаваемого каждым
обнаруженным γ-лучом. В целом, электроника этой камеры должна управлять
скоростями счета в несколько мегагерц.
Подобные детекторы были разработаны для визуализации
низкоэнергетических γ-лучей, визуализации животных и авторадиографии
тканей.
7.3.4. Полупроводниковые имиджеры
визуализации в ядерной медицине, использующие полупроводники в качестве
камеры γ-лучей. Необходимость в материале с высоким Z означает, что в
Было предпринято несколько попыток создать устройства для
212
https://t.me/med1917
настоящее время только германий и теллурид кадмия-цинка (CZT) имеют
потенциал для использования в качестве основного детектора γ-лучей. Германий
(в форме GeLi) использовался в качестве двумерного полоскового детектора, где
сигналы от усилителей на концевых резисторных цепочках могли
использоваться для определения положения любого взаимодействия в датчике.
Однако скромная тормозная способность материала в сочетании с
необходимостью использования криостата для снижения собственных шумов
детектора сделали эту конструкцию непрактичной.
Более практичные системы, основанные на работе CZT при комнатной
температуре, были разработаны компаниями GE (система «Алкиона») и
«Спектрум Дайнемикс» (система дОФЭКТ). В случае последней системы,
разработанной специально для визуализации сердца, ~1000 отдельных
небольших кристаллов CZT соединены с вольфрамовым коллиматором,
предоставляющим внутреннее пространственное разрешение 3,5–4,2 мм при
полной ширине полумаксимума и чувствительность примерно в восемь раз
выше, чем у камеры на основе сцинтиллятора – большая часть увеличения
чувствительности связана с конструкцией коллиматора.
Кремниевые фотодиоды использовались в качестве альтернативы ПМТ в
конструкциях гамма-камер и позитронных камер. Здесь APD соединены с
люминофорами, и благодаря их малому размеру возможна разработка понастоящему цифровой камеры. На практике, из-за дороговизны APD, были
разработаны только небольшие системы. Недавнее развитие кремниевых
фотоумножителей обещает дальнейшие улучшения в визуализации ядерной
медицины.
7.3.5. Устройство для получения изображений авторадиографии
Авторадиография основана на использовании радиоактивных меток для
определения микроскопического распределения лекарственных препаратов в
тканях, изъятых у человека или животных. Основное применение у людей –
обнаружение очагов злокачественных новообразований или нарушений в
работе тканей. У животных этот метод используется, например, для
отслеживания поглощения лекарств. Фармацевтические препараты обычно
маркируются долгоживущими радиоактивными веществами, обладающими
короткодействующим β-излучением или низкоэнергетическим рентгеновским
или γ-излучением. Типичные примеры в качестве трассеров используются 3H,
14
C, 32P, 33P и
125
I. Авторадиографические сканеры необходимы для
высокоэффективного обнаружения излучения, поскольку уровень поглощения
в образцах тканей зачастую очень низок. Золотым стандартом тканевой
радиографии является эмульсионная пленка, которая позволяет получать
изображения тканей с высоким разрешением (мкм), хотя эти детекторы имеют
низкую эффективность для обнаружения соответствующего излучения. Для
получения изображений может потребоваться от нескольких дней до
нескольких недель, что может стать серьезным ограничением при
необходимости получения диагностической информации. Системы цифровой
213
Segmented CsI(Tl)
CMOS APD
Read out
Read
out
Beta particle
Бета-частица
Считывание
ЛФД КМОП
Считывание
Сегмент. CsI(Tl)
https://t.me/med1917
авторадиографии, основанные на использовании тонких люминофоров,
газонаполненных детекторов и кремниевых пластин, могут быть в 50–100 раз
эффективнее, хотя пространственное разрешение ограничено, как правило,
несколькими десятками микрометров.
В устройстве формирования изображений на основе люминофора
может использоваться очень тонкий (50–100 мкм) материал, такой как
«ГАДОКС» или CsI(Tl), соединенный с датчиком высокого разрешения,
таким как микроканальная пластина, прибор с зарядовой связью или
дополнительный металлооксидный полупроводник. Пластина, прибор с
зарядовой связью или комплементарный металлооксидный полупроводник
APD (рис. 7.6).
Рис. 7.6. Обнаружение бета-частиц в системе авторадиографии, основанной на
сегментированном люминофоре CsI(Tl), соединенном с лавинным фотодиодом из
комплементарного металло-оксидного полупроводника (ЛФД КМОП)
Ограничения этих устройств в основном связаны с размером пикселя
сенсора и шумы датчика. Необходимы усилители с низким уровнем шума и
желательно, чтобы они работали при комнатной температуре. Разрешение такого
устройства может составлять < 50 мкм.
На основе MWPC были созданы устройства для авторадиографии, в
которых образец находится в тесном контакте с газовой камерой – разрешение
такого устройства составляет несколько сотен микрометров. В последнее время
для прямого детектирования β-частиц и рентгеновских лучей используются
приборы с зарядовой связью и комплементарные металлооксидные
полупроводниковые APD. Преимущество таких приборов заключается в том, что
пространственное разрешение может быть улучшено еще больше (до нескольких
микрометров) и можно получать изображения 3H.
7.4. УСИЛЕНИЕ СИГНАЛА
Как говорилось выше, первичные сигналы от детекторов излучения
обычно малы и должны быть усилены при отсутствии внесения высоких
уровней шума в систему считывания сигналов. Предварительный усилитель
необходим перед основным процессом усиления, если сигналы от детектора
очень малы, например, когда ПМТ имеет недостаточно динодов для
предоставления большого выходного импульса. Предварительные усилители
обычно устанавливаются непосредственно рядом с выходным каскадом
детектора или как его часть, чтобы минимизировать шум, возникающий до
214
https://t.me/med1917
полного усиления. Затем основной усилитель может быть использован для
максимизации и формирования сигнала (с помощью усиления по току и/или
напряжению) при отсутсвии чрезмерного усиления шума.
7.4.1. Типичный усилитель
Выходной ток ПМТ прямо пропорционален количеству света,
полученного от люминофора. Хотя ПМТ усиливает электронный сигнал,
создаваемый на фотокатоде, во много раз, ток, создаваемый на аноде, остается
очень малым. Усилители для ПМТ специально разработаны для
преобразования этот ток в напряжение, которое может быть напрямую подано
на аналого-цифровой преобразователь или компаратор. Для достижения
оптимального соотношения сигнал/шум, выходной импульс тока
интегрируется в конденсатор, а полученное напряжение формирует выходной
сигнал. Конденсатор обычно располагается в цепи обратной связи
широкополосного усилителя напряжения, имеющего высокий входной
импеданс и чрезвычайно малым входным током. Поскольку скорость передачи
данных может быть высокой (от десятков килогерц до мегагерц), рабочий
диапазон частот усилителя должен быть способен справиться с этими
скоростями. В идеале анод ПМТ подключается непосредственно к аноду ПМТ
подключается непосредственно к входу усилителя заряда, а резистор большой
величины осуществляет обратный путь постоянного тока. Емкостная связь
может стать проблемой на низких частотах, где сигнал может деградировать.
Усилитель заряда интегрирует ток от ПМТ, создавая выходной импульс
напряжения. На рисунке 7.7 показан типичный усилитель заряда, где
выходное напряжение V
определяется:
out
Конфигурация имеет отрицательную обратную связь, которая
увеличивает эффективную входную емкость на коэффициент, равный
коэффициенту усиления усилителя. Это гарантирует, что почти весь ток
поступает в усилитель, даже если ПМТ и проводка имеют значительную
емкость. Обратная связь также уменьшает выходной импеданс, так что
усилитель работает как источник напряжения.
215
–
+
V
вых
C
I
C
R R
C
https://t.me/med1917
Рис. 7.7. Усилитель заряда с непосредственной связью, вырабатывающий выходное
напряжение путем интегрирования тока, создаваемого в фотоумножителе
Форма выходного импульса важна для измерения как аналоговой, так и
цифровой информации и определяется выходным каскадом усилителя (рис. 7.8).
Усиленный сигнал сначала проходит через фильтр высоких частот (CR), который
улучшает соотношение сигнал/шум за счет ослабления низких частот,
содержащих много шума и очень мало сигнала. Время затухания импульса также
сокращается благодаря этому фильтру.
Рис. 7.8. Схема формирования импульсов CR-RC
Перед выходом усилителя импульс проходит через RC-фильтр (фильтр
низких частот), который улучшает соотношение сигнал/шум за счет ослабления
высоких частот, содержащих избыточный шум. Время нарастания импульса
удлиняется благодаря этому фильтру. Комбинированный эффект позволяет
получить однополярный выходной импульс, который при правильно
подобранных значениях имеет оптимальное соотношение сигнал/шум.
7.4.2. Свойства усилителей
Наиболее важными свойствами усилителя являются коэффициент
усиления, полоса пропускания, линейность, динамический диапазон, скорость
нарастания, время нарастания, звон, перегрузка, стабильность и шум:
— коэффициент усиления усилителя определяется как логарифмическое
отношение выходной мощности/напряжения P
к входной
out
мощности/напряжению Pin и обычно измеряется в децибелах:
216
Соседние файлы в папке Библиотека им академика М.И. Перельмана