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
Измеренная скоость счёта
Продлевающееся
мёртвое время
Истинная скорость счёта
Нет мёртвого времени
Непродлевающееся
мёртвое время
https://t.me/med1917
неправильно располагаются в пространстве. Случайная природа радиоактивного
распада означает, что всегда есть вероятность того, что два события придут в
течение времени разрешения детектора; эта вероятность увеличивается по мере
роста активности в устройстве формирования изображения.
Существует два вида мертвого времени: непарализуемое и парализуемое
(см. также главу 6). Непарализуемое мертвое время возникает, когда событие
заставляет систему не реагировать в течение определенного периода времени,
так что все последующие события, поступающие в течение этого времени не
регистрируются. В случае парализуемого мертвого времени второе событие не
только не регистрируется, но и продлевает период, в течение которого
электроника не реагирует. При умеренной скорости счета парализуемое и
непарализуемое мертвое время одинаково; только при высоких скоростях счета
эти два типа мертвого времени различаются (см. рис. 8.2). Видно, что системы с
непарализуемым мертвым временем насыщаются при высоких скоростях счета,
в то время как системы с парализуемым мертвым временем достигают пика, а
затем регистрируют меньше событий по мере роста активности. Это приводит к
неоднозначности в измеренной скорости счета: одна и та же наблюдаемая
скорость счета соответствует двум различным уровням активности.
Характеристики мертвого времени системы сканеров для ядерной медицины
обычно является промежуточной между парализуемым и непарализуемым
мертвым временем поскольку некоторые компоненты имеют парализуемое
мертвое время, в то время как другие компоненты имеют непарализуемое
мертвое время.
Рис. 8.2. Мёртвое время системы в зависимости от скорости счета
237
https://t.me/med1917
При увеличении мертвого времени дополнительная активность, вводимая
пациенту, не приводит к сопоставимому улучшению качества изображения или
снижению шума. Потери мертвого времени зависят от частоты одиночных
событий, частоты совпадений (для ПЭТ), а также от аналоговых и цифровых
характеристик конструкции аппарата для ядерной медицины устройства ядерной
медицины. Потери мертвого времени могут зависеть от распределения
активности, особенно для ПЭТ из-за различной зависимости частоты одиночных
фотонов и совпадений с распределением источника. Они также зависят от
радиоизотопа, поскольку мертвое время мертвое время возникает из-за всех γлучей, взаимодействующих в детекторе, а не только тех фотонов, которые
попадающие в энергетическое окно. Для визуализационных исследований с
большим динамическим диапазоном (например, сканирование сердца) скорость
счета имеет решающее значение.
Для коррекции потерь событий из-за мертвого времени к клиническим
данным часто применяют поправку, основанную на исследовании
распадающегося источника. Поправка на мертвое время обычно корректирует
потерю отсчетов, так что количество отсчетов в изображении не зависит от
скорости счета; однако она не компенсирует повышенный шум изображения,
возникающий из-за того, что на самом деле измеряется меньше событий.
8.4.3. Показатели скорости счета
Общее измерение эффективности скорости счета включает в себя
определение реакции устройства формирования изображений в ядерной
медицине в зависимости от активности, подаваемой на систему. Как правило, для
этого требуется начать с высокой активности и получить несколько изображений
в течение времени, пока активность снижается. Энергетическое окно
устанавливается при низких уровнях активности и не изменяется при более
высоких активностях, чтобы учесть смещение фотопика из-за эффекта
нагромождения. Сравнивая наблюдаемые события с количествами, которые
можно было бы ожидать после коррекции распада событий, обнаруженных при
низкой активности, можно определить мертвое время системы как функцию
уровня активности. Особенно важно определить максимальную измеряемую
скорость счета, так как более высокая активность не приведет к увеличению, а
возможно, и к уменьшению количества обнаруженных счетов. Хотя
большинство показателей скорости счета требуют начинать с высокой
активности и получать изображение по мере ее снижения, если в начале
измерения используется слишком высокая активность, детектор может показать
эффект насыщения во время последующих измерений при более низкой
активности. Поэтому количество активности в начале исследования должно быть
достаточным для измерения пиковой скорости счета, но не настолько высоким,
чтобы насытить систему на значительный период времени.
Измерения характеристик внутренней скорости счета выполняются с
источником в воздухе и при отсутствии коллимации детектора. Обычно такие
измерения проводятся только на гамма-камерах. Системные, или внешние,
238
https://t.me/med1917
характеристики скорости счета измеряются с полной системой, включая
любую коллимацию или движение детектора, и распределенным источником
с рассеивающим материалом (например, цилиндрическим фантомом
определенных размеров или источником, помещенным в рассеивающий
материал). Рассеивающий материал добавляет фотоны низкой энергии,
которые вносят вклад в накопление и мертвое время, отсутствующие в
собственном измерении.
Для ПЭТ случайные совпадения также увеличиваются с ростом
активности; в то время как истинная скорость совпадений линейно возрастает с
ростом активности в отсутствие потерь мертвого времени, скорость случайных
совпадений возрастает квадратично с ростом активности, так что их влияние
становится больше при более высоких скоростях счета. Важное значение имеет
активность, при которой коэффициент случайных совпадений равен истинному
коэффициенту событий, а также активность и скорость счета, при которых
истинный коэффициент насыщается или достигает пика. Глобальной мерой
влияния случайных совпадений и разброса на качество изображения является
эквивалентная шуму скорость счета (NECR), определяемая как:
где T, S и R – истинная, рассеянная и случайная скорости подсчета совпадений,
соответственно, а k – коэффициент, равный единице, если используется гладкая
оценка случайных совпадений, и двум, если используется шумная оценка. Этот
параметр не учитывает эффекты реконструкции или локальные различия в
шумах изображения, но может быть полезен при определении оптимальных
диапазонов активности.
Для систем, корректирующих мертвое время, важно применять коррекцию
мертвого времени и реконструировать данные в дополнение к просмотру
скорости счета. Количественная точность коррекции мертвого времени
определяется путем просмотра большой области интереса на
реконструированных изображениях с коррекцией распада; количество отсчетов
в области интереса должно быть независимым от уровня активности. Также
важно исследовать изображения при высокой активности на предмет артефактов,
которые могут возникать из-за пространственно изменяющихся эффектов
неправильного позиционирования или неточностей в различных поправках при
увеличении активности.
8.5. ЧУВСТВИТЕЛЬНОСТЬ
8.5.1. Шум изображения и чувствительность
Изображения, полученные с помощью устройств для ядерной медицины,
обычно являются шумными, поскольку Количество активности, которое можно
безопасно ввести, и/или продолжительность сканирования при отсутствии
239
https://t.me/med1917
дискомфорта для пациента или физиологических изменений в распределении
активности ограничены. Количество обнаруженных событий для данного
количества активности в FOV системы визуализации является важной
характеристикой, поскольку более эффективный прибор может достичь низкого
уровня шума изображения при меньшем количестве вводимой активности, чем
менее эффективная система. Шум на изображении может влиять как на
визуальное (качественное) качество изображения, так и на точность
количественных измерений, особенно в областях с низким поглощением или
низким контрастом. Относительная реакция системы на заданное количество
активности отражается в ее чувствительности.
Чувствительность системы определяется многими факторами. Геометрия
устройства формирования изображения, особенно телесный угол детекторов, а
также коллимация определяют, сколько фотонов достигнет детекторов.
Останавливающая способность и глубина детекторов влияют на то, сколько
фотонов будет обнаружено. Кроме того, энергия радионуклида в сочетании с
энергетическим разрешением и энергетическим окном устройства
формирования изображения влияют на количество принятых событий. Наконец,
количество отсчетов, измеренных за определенное время для фиксированного
количества активности, зависит от распределения источника и его положения в
устройстве формирования изображения.
8.5.2. Внешняя мера – чувствительность
Все измерения чувствительности являются внешними; для однофотонной
визуализации, в частности, для однофотонной визуализации коллиматор является
основным источником потери событий, поэтому с клинической точки зрения
интереснее знать чувствительность системы с конкретным коллиматором.
Как отмечалось выше, количество наблюдаемых отсчетов сильно зависит
от распределения активности. По этой причине любое измерение
чувствительности проводится в предписанных условиях, которые не пытаются
воспроизвести распределение активности пациентов. Однако конфигурации
источников и определения чувствительности сильно различаются. Для
планарной визуализации используется источник в виде неглубокой тарелки при
отсутствии промежуточного рассеивающего материала, а чувствительность
указывается как скорость счета на активность. Для ОФЭКТ цилиндрический
фантом равномерно заполняется известной концентрацией активности, и
чувствительность указывается как скорость счета на концентрацию активности.
В ПЭТ-сканерах для всего тела линейный источник, проходящий через осевой
FOV, облучается последовательно более толстыми рукавами поглощающего
материала, и данные экстраполируются на скорость счета, которую можно было
бы измерить при отсутствии какого-либо поглотителя; чувствительность затем
сообщается как скорость счета на единицу активности. В системах ПЭТ для
мелких животных используется точечный источник в воздухе, расположенный в
центре сканера, и сообщается скорость счета на активность, а также абсолютная
чувствительность (в процентах). Ни одно из этих измерений чувствительности
240
https://t.me/med1917
не может быть использовано для прогнозирования количества событий, которые
будут наблюдаться при исследованиях пациентов; однако системы с более
высокой чувствительностью, как правило, регистрируют больше событий из
распределения активности пациента, чем системы с более низкой
чувствительностью.
8.6. КАЧЕСТВО ИЗОБРАЖЕНИЯ
8.6.1. Однородность изображения
Равномерность отклика устройства для получения изображений в ядерной
медицине в пределах FOV важна как для качественного, так и для
количественного качества изображения. Все ПМТ данного типа реагируют не
одинаково, и перед формированием изображения применяется поправка на
разницу в усилении. Коллиматоры также могут иметь дефекты, которые
приводят к неравномерности изображения. Для томографов поправки на
затухание и нежелательные явления, такие как рассеяние, также могут влиять на
равномерность изображения.
Внутренняя однородность измеряется при отсутствии коллиматора
путем воздействия на детектор равномерным распределением активности
(например, от удаленного неколлимированного точечного источника).
Внутренняя однородность измеряется как при низких, так и при высоких
скоростях счета, когда эффекты неправильного позиционирования становятся
более выраженными. Внешняя однородность системы определяется при
установленном коллиматоре (для однофотонной визуализации), а
изображения обрабатываются или реконструируются, как для клинических
исследований. В обоих случаях необходимо обнаружить достаточное
количество отсчетов, чтобы шум изображения был низким. Количественная
оценка однородности изображения включает вариации количества пикселей в
небольших областях по всему FOV. Однако, поскольку такие простые
показатели неоднородности не дают полной оценки того, что воспринимает
глаз на изображении, важен также визуальный анализ.
8.6.2. Компромисс между разрешением и шумом
Большинство измерений производительности проводится в
неклинических условиях, чтобы изолировать один из аспектов работы
устройства формирования изображений. Чтобы включить больше эффектов,
наблюдаемых в клинических данных, некоторые стандарты
производительности требуют измерения качества изображения.
Распределение активности представляет собой серию небольших структур
(например, сфер разного диаметра) на фоне активности, характерной для
уровней активности, наблюдаемых в исследованиях пациентов. Изображение
активности делается в течение клинически значимого времени, чтобы уровень
шума в данных был сопоставим с уровнем шума в типичных исследованиях
241
https://t.me/med1917
пациентов. Данные обрабатываются так же, как и клинические данные.
Полученное изображение лучше отражает разрешение и шум, наблюдаемые в
клинических условиях. Анализ данных состоит из таких показателей, как
восстановление контрастности сферы по отношению к фону, шум в фоновых
областях и/или соотношение сигнал/шум в сферах. Несмотря на то, что это
упрощенное и неклиническое распределение, измерение дает более точное
представление о клинических характеристиках разрешения/шума.
8.7. ДРУГИЕ ПОКАЗАТЕЛИ ЭФФЕКТИВНОСТИ
Существует множество других показателей эффективности, отражающих
тот или иной аспект работы устройства формирования изображений в ядерной
медицине. Для планарных систем для осуществления хорошего качества
изображения важна пространственная линейность или пространственное
искажение измеренного положения фотонов по сравнению с фактическим
положением. Ряд систем визуализации ядерной медицины включает в себя
анатомические (например, компьютерную или магнитно-резонансную
томографию) сканеры, и изображения, полученные с помощью различных
модальностей, должны быть пространственно зарегистрированы. Еще одна
область, где необходима пространственная регистрация, – это однофотонные
системы, где используется несколько энергетических окон, и изображения,
полученные в разных окнах, должны быть наложены друг на друга для
формирования изображения. Количественная линейность и калибровка являются
важными показателями для таких систем, как ПЭТ-сканеры, цель которых –
связать значения пикселей с концентрацией активности.
242
https://t.me/med1917
ГЛАВА 9
ФИЗИКА В РАДИОФАРМАЦЕВТИКЕ
Р. К. СМАРТ
Отделение ядерной медицины,
Больница Святого Георгия,
Сидней, Австралия
9.1. СОВРЕМЕННЫЙ РАДИОНУКЛИДНЫЙ КАЛИБРАТОР
9.1.1. Конструкция калибраторов дозы
Во всем мире в ядерной медицине для измерения радиоактивности
используется калиброванная реентральная ионизационная камера, обычно
известная как калибратор радионуклидов или калибратор дозы. Коммерческие
системы состоят из цилиндрической скважинной ионизационной камеры,
соединенной с управляемым микропроцессором электрометром,
осуществляющим калиброванные измерения для ряда распространенных
радионуклидов (рис. 9.1). Камера обычно изготавливается из алюминия,
заполненного аргоном под давлением (обычно 1–2 МПа или 10–20 атм).
Калибраторы дозы с пониженным давлением газа выпускаются для
производства позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ), где могут
измеряться очень большие активности.
Рис. 9.1. Типичный калибратор дозы (например, CRC 25R)
243
Тех. характеристики
«Капинтек» CRC-25R
«Атомлаб» 200
Размеры иониз. камеры
Глубина 26 см × диаметр 6 см
Глубина 26,7 см × диаметр 7 см
Диапазон измерений
Автоматический диапазон от
0,001 МБк до 250 ГБк
Автоматический диапазон от
0,001 МБк до 399,9 ГБк
Выбор нуклидов
8 предустановленных, 5
определяемых пользователем
(80 калибровок
радионуклидов в памяти)
10 предустановленных, 3
определяемых пользователем
(94 калибровки радионуклидов
вручную)
Отображаем. единицы
Бк или Ки
Бк или Ки
Точность электрометра
< ±2 %
±1 %
Время отклика
В течение 2 с
1 с для активности > 75 МБк
Повторяемость
±1 %
±0,3 %
https://t.me/med1917
Прокладка лунки, изготовленная из материала с низким атомным
номером (например, люцита («Перспекс»)), которую можно снять для
очистки, предотвращает случайное загрязнение ионизационной камеры.
Предусмотрен держатель образца, в который можно поместить флакон или
шприц, чтобы осуществить оптимальное расположение образца в камере.
Калибратор дозы может включать принтер для документирования измерений
активности, последовательный порт связи RS-232 или порт USB для
подключения калибратора к компьютеризированным системам управления
радиофармацевтикой.
Обычно производитель экранирует камеру свинцом толщиной 6 мм, чтобы
осуществить низкий фон показаний. В зависимости от расположения
калибратора дозы пользователю может потребоваться дополнительное
экранирование либо для снижения фона в камере, либо для защиты оператора
при измерении радионуклидов с высокой энергией и активностью. Однако это
приведет к изменению калибровочных коэффициентов из-за обратного
рассеяния фотонов вместе с испусканием рентгеновских лучей оболочки Pb K,
возникающих при взаимодействии внутри свинцового экрана. Если используется
дополнительное экранирование, калибратор дозы должен быть откалиброван
или определены поправочные коэффициенты, чтобы осуществить правильность
показаний активности.
В качестве примера коммерческих систем в таблице 9.1 приведены
характеристики двух широко используемых калибраторов дозы.
ТАБЛИЦА 9.1. ТЕХНИЧЕСКИЕ ХАРАКТЕРИСТИКИ ДВУХ КОММЕРЧЕСКИХ
КАЛИБРАТОРОВ ДОЗЫ
244
https://t.me/med1917
9.1.2. Калибровка калибраторов дозы
Калибратор дозы может быть откалиброван по активности путем
сравнения с соответствующим стандартом активности, который
непосредственно прослеживается к национальному первичному стандарту.
Национальные первичные стандарты поддерживаются соответствующим
национальным метрологическим институтом, таким как Национальная
физическая лаборатория (NPL) в Великобритании, Национальный институт
стандартов и технологий в Соединенных Штатах Америки и Австралийская
организация ядерной науки и технологии (ANSTO). Используя стандарт
активности, можно определить калибровочный коэффициент для
ионизационной камеры для конкретного радионуклида. Обратная величина
калибровочного коэффициента представляет собой эффективность εN
ионизационной камеры для радионуклида N.
Нуклидная эффективность εN может быть выражена как сумма двух
компонентов:
где pi(Ei) – это вероятность излучения на распад фотонов с энергией Ei;
εi(Ei) – энергозависимая фотонная эффективность ионизационной камеры.
На рисунке 9.2 показана типичная кривая эффективности в
зависимости от энергии фотонов. В тонкостенных алюминиевых камерах
наблюдается сильный пик эффективности при энергии фотонов около 50
кэВ. Это объясняется быстрым увеличением вероятности
фотоэлектрических взаимодействий в заполняющем газе с уменьшением
энергии и низким энергетическим отсечением у алюминиевых стенок при
энергии около 20 кэВ.
Знание кривой зависимости эффективности фотонов от энергии для
конкретной Знание кривой зависимости эффективности фотонов от энергии
для конкретной ионизационной камеры позволит определить нуклидную
эффективность для любого радионуклида на основе вероятности испускания
фотонов для каждого фотона в его распаде.
Аннигиляционное излучение с энергией 511 кэВ измеряется при оценке
активности позитронно-излучающих радионуклидов. Единый
калибровочный коэффициент для всех позитронных излучателей
использовать нельзя, так как необходимо учитывать вероятность испускания
позитронов. Вероятность (коэффициент разветвления) испускания
позитронов для 11C составляет 100 %, а для 18F – 96,7 %.
245
ЭНЕРГИЯ ФОТОНОВ, КЭВ
«ЭФФЕКТИВНОСТЬ»
(ОТНОСИТЕДБНЫЙ ОТКЛИК НА ФОТОН В ЕДИНИЦУВРЕМЕНИ)
https://t.me/med1917
Рис. 9.2. Кривая эффективности в зависимости от энергии фотона
9.1.3. Неопределенность измерений активности
В следующих разделах описаны основные источники неопределенности
измерений калибратора дозы.
9.1.3.1. Калибровочный коэффициент
Для медицинских радионуклидов, таких как
99m
Tc и
131
I, неопределенность
национальных стандартов обычно находится в диапазоне 1–3 %. Однако, когда
стандарт используется для калибровки калибратора дозы медицинского
облучения, неопределенность будет больше из-за присущего прибору
ограничения на повторяемость. Кроме того, калибровочный коэффициент будет
соответствовать конкретному размеру и толщине флакона, а также объему
раствора, используемого для национального стандарта. Калибровочный
коэффициент для другого контейнера (шприца) и/или другого объема может
значительно отличаться от установленной калибровки (см. раздел 9.1.3.6).
9.1.3.2. Электроника
Электрометры измеряют ток на выходе из ионизационной камеры в
диапазоне от десятков фемтоампер до микроампер – динамический диапазон
108, что соответствует уровням активности от килобеккерелей до сотен
гигабеккерелей. Современные калибраторы дозы автоматически
настраивают диапазон, в то время как старые устройства требуют от
оператора выбора соответствующего диапазона. Потенциально различн ые
характеристики линейности для каждого диапазона могут привести к
246
Соседние файлы в папке Библиотека им академика М.И. Перельмана