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
https://t.me/med1917
Как видно из приведенного выше уравнения, в отличие от ПЭТ, затухание
не является постоянным для проекционного луча, а изменяется вдоль луча.
Использование методов реконструкции, которые не моделируют этот эффект,
приводит как к артефактам, так и к потере количественной точности в
результирующих изображениях. Артефакты могут включать в себя артефакты с
полосами, возникающие в результате сильного ослабления объектов, таких как
кости, катетеры или медицинские устройства; тени, возникающие из-за более
высокого ослабления между объектами на одних видах, чем на других
(например, артефакты груди или диафрагмы при офтальмоскопии сердца); и, как
правило, сниженная интенсивность изображения в центре изображения.
Первым требованием для компенсации затухания является знание
распределения затухания у пациента. Это делается либо путем предположения о
равномерном затухании внутри объекта и извлечения информации о контурах
тела из данных излучения, либо с помощью прямого измерения пропускания.
Предположение о равномерном распределении затухания у пациента
справедливо только в таких областях, как голова. Даже в области головы кости
и области, содержащие воздух, такие как носовые пазухи, приводят к неточным
оценкам распределения затухания и приводят к несовершенной компенсации
затухания. Визуализация перфузии миокарда является важным приложением
ОФЭКТ, и, поскольку ослабление может приводить к появлению артефактов,
которые скрывают фактические дефекты перфузии, был разработан ряд
коммерческих устройств, позволяющих измерять распределение ослабления в
организме. Все эти устройства используют методы просвечивающей
компьютерной томографии для восстановления распределения ослабления
внутри организма. Разработанные устройства можно разделить на два основных
класса: устройства, использующие источники радионуклидов, и устройства,
основанные на источниках рентгеновских трубок. В обоих случаях источник
рентгеновского или γ-излучения направлен на тело, а детектор на
противоположной стороне тела измеряет интенсивность передаваемого
излучения. Интенсивность Iθ(t), проходящая через тело для источника с
падающей интенсивностью I0, проекционным положением t и проекционным
видом θ, задается формулой:
где – символы и геометрия такие же, как на рис. 11.23.
Получение наборов этих данных о передаче для различных углов
позволяет реконструировать распределение затухания. Методы
томографической реконструкции можно применять непосредственно, отмечая,
что отрицательное значение логарифма доли прошедших фотонов является
линейным интегралом по распределению затухания.
Был разработан и представлен на рынок ряд передающих устройств,
основанных на радионуклидных источниках (рис. 11.24). Все эти устройства
используют гамма-камеру для обнаружения проходящих фотонов. Простейшей
337
Коллиматор камеры
Гамма-камера
Веерный
коллиматор
камеры
Пациент
Койка
Радионуклидный листовой источник
Коллиматор
источника
Радионуклидный
линейный источник
Направление
сканирования
источика
Радионуклидный
линейный источник
(а) Система передачи с листовым
источником
(c) Система передачи с веерным стационарным
линейным источником
(b) Система передачи со сканирующим линейным источником
Радионуклидные
линейные источники
Радионуклидный
точечный источник
(d) Система передачи с множественными
линейными источниками
(e) Система передачи с полуконусным
точечным источником
Коллиматор
источника
Гамма-камера
Гамма-камера
Пациент
Койка
Койка
Пациент
Коллиматор камеры
Гамма-камера
Гамма-камера
Коллиматор камеры
Коллиматор камеры
Пациент
Пациент
Пациент
Пациент
Коллиматор
источника
https://t.me/med1917
из этих конструкций является листовой источник радиоактивности. Чтобы
избежать загрязнения проекционных данных, либо сканирование пропускания
выполняется отдельно от данных об излучении, либо одновременно с
использованием радионуклида с более низкой энергией фотопика. Как правило,
используется
153
Gd, поскольку его энергия ниже, чем у
99m
Tc, и проходящие
фотоны, таким образом, не мешают сбору данных об излучении. Чтобы
уменьшить дозу облучения пациента и рассеяние передаваемых данных,
источник должен быть коллимирован. Недостатки конструкций листовых
источников заключаются в том, что они дороги, а высокая активность делает их
опасными в обращении. использование источников с низкой активностью
приводит к загрязнению передаваемых данных.
Рис. 11.24. Иллюстрация ряда предлагаемых устройств сканирования передачи. Следует
отметить, что во всех случаях на рисунке представлен сагиттальный вид системы. Однако
для (d), системы с несколькими линейными источниками, линейные источники обычно
параллельны длинной оси пациента и, таким образом, перпендикулярны показанному
направлению. Аналогично, для (c), системы веерообразных балок, веерообразная балка
расположена в поперечном направлении, противоположном изображенному выше. Кроме
того, для системы с листовым источником источник является непрерывным, а веер лучей
показан только для иллюстрации ограниченного диапазона направлений прохождения
фотонов источника, которые проходят через коллиматор источника
В результате этих трудностей были разработаны системы передачи
линейных источников. Линейные источники либо сканируются напротив
пациента и параллельно коллиматору, либо располагаются в фокальной точке
коллиматора с веерным лучом. в последнем случае геометрия проекции
338
https://t.me/med1917
отличается от геометрии параллельного луча, описанной выше, но применяются
те же основные принципы. Преимущество геометрии веерного луча в том, что
она обладает гораздо более высокой чувствительностью и, следовательно,
требует меньшего количества источников активности. Однако геометрия
веерного луча приводит к увеличению, и, таким образом, поле обзора меньше
размера детектора. Следует отметить, что в геометрии веерной балки веер лежит
в поперечной плоскости и, таким образом, усечение происходит в поперечном
направлении. Для систем линейного источника сканирования используется
электронное окно, так что данные о передаче собираются только в области
непосредственно под линейным источником. Чтобы преодолеть низкую
чувствительность геометрии параллельного луча, используются высокие
значения активности (1,85–18,5 ГБк). Это уменьшает загрязнение передаваемых
данных из-за активности выбросов. Линейный источник сканирования
усложняет систему с механической точки зрения, и в результате было
предложено несколько других конструкций.
В системах с несколькими линейными источниками используется
небольшое количество линейных источников. Линейные источники
расположены достаточно близко друг к другу, чтобы объект был охвачен из-за
конечного угла обзора коллиматора камеры, фактически действуя как
неоднородный листовой источник. Одним из преимуществ такой геометрии
является то, что для источников, расположенных вблизи края камеры, можно
использовать более слабые источники, поскольку они соответствуют более
тонким участкам тела. Это может помочь уменьшить влияние высокой скорости
счета. Предлагаемая окончательная геометрия – это геометрия полуконуса,
показанная выше. В этой конструкции используется точечный источник высокой
энергии
133
Ba. Многие фотоны высокой энергии проникают через коллиматор,
создавая геометрию луча в виде полуконуса. Это позволяет использовать
коллиматор с параллельными отверстиями как для получения изображений с
пропусканием, так и с излучением. Использование точечного источника
упрощает экранирование источника.
В целом, источники передачи радионуклидов имеют ряд недостатков. К
ним относится тот факт, что источник разлагается и должен быть заменен.
Существуют также ограничения на скорость подсчета передаваемых данных,
налагаемые гамма-камерой, что приводит к относительно зашумленным
передаваемым изображениям. Кроме того, если скорость счета из-за активности
излучения внутри пациента высока, передаваемые изображения могут
ухудшаться, что приводит к неточным картам ослабления. Наконец, при
использовании листового источника, сканирующего линейного источника и
геометрии с несколькими линейными источниками разрешение сканирования
при передаче ограничено комбинацией коллиматоров источника и камеры. Как
правило, они осуществляют сканирование при передаче с более низким
разрешением. Однако одним из преимуществ систем передачи на основе
радионуклидов является возможность одновременного получения изображений,
что устраняет необходимость в дополнительном сканировании передачи. Другое
преимущество, особенно при одновременном получении, заключается в том, что
339
https://t.me/med1917
гарантируется регистрация изображений излучения и передачи. Наконец,
использование радионуклидных источников с небольшим количеством
высокоэнергетических фотоприемников упрощает преобразование
передаваемых изображений в карту ослабления энергии источника излучения по
сравнению с системами на основе рентгеновской компьютерной томографии, в
которых используются рентгеновские трубки с непрерывными энергетическими
спектрами рентгеновского излучения.
Второй основной тип сканирующих устройств с пропусканием
использует источники рентгеновского излучения. Существует два основных
типа: системы с медленным вращением и гибридные системы ОФЭКТ/КТ. В
устройствах с медленным вращением рентгеновская трубка малой мощности
крепится к порталу напротив обычного рентгеновского детектора. Портал
поворачивается вокруг пациента, что приводит к получению данных о
прохождении рентгеновского излучения. В одном коммерчески доступном
устройстве с медленным вращением рентгеновский детектор имеет 1–4 ряда
детекторов с эффективной осевой длиной 0,5–1,0 см в центре вращения и,
таким образом, может получать данные о передаче для 1–4 срезов за оборот.
Затем пациента перемещают на кровати для получения данных с
дополнительных срезов. Разрешение этих сканеров может достигать 1 мм в
поперечном направлении, но составляет 0,5–1 см в осевом направлении.
Типичное время вращения для сканеров этого типа составляет 20–30 с/оборот.
В другой коммерческой реализации используется плоскопанельный детектор
и геометрия конусного луча. Это предоставляет очень высокое разрешение,
хотя на реконструированных изображениях могут присутствовать артефакты
конусного луча. В гибридных системах ОФЭКТ/КТ интегрированы портал
ОФЭКТ и независимая диагностическая компьютерная система. КТизображения получаются очень быстро с использованием обычной
технологии компьютерной томографии непосредственно перед или сразу
после получения данных ОФЭКТ. КТ-изображения, полученные с помощью
этих систем, а также протоколы и опции получения аналогичны таковым на
диагностических КТ-сканерах.
Методы получения просвечивающих изображений на основе
рентгеновских трубок имеют ряд преимуществ и недостатков. Основными
преимуществами являются скорость получения, качество карт ослабления
(высокое разрешение и низкий уровень шума) и удобство, заключающееся в
отсутствии необходимости замены радионуклидных источников. К недостаткам
относится то, что изображение получается не одновременно и часто получается,
когда кровать находится в положении, отличном от того, которое используется
для ОФЭКТ-сканирования. Таким образом, существует вероятность
неправильной регистрации изображений ОФЭКТ и карт затухания, что приводит
к ухудшению компенсации затухания. Вторым недостатком является то, что
эффекты движения, особенно дыхательного движения, во время сканирования
затухания отличаются от эффектов во время сканирования излучения. Например,
в устройствах с медленным вращением артефакты полосы в области диафрагмы,
вызванные дыхательным движением во время сбора данных о передаче,
340
https://t.me/med1917
являются обычным явлением. Для гибридных устройств компьютерная
томография выполняется очень быстро, поэтому может привести к
замораживанию пациента на одной определенной фазе дыхательного цикла.
Несмотря на эти потенциальные недостатки, преимущества просвечивающего
сканирования на основе рентгеновских трубок (включая гибридные системы
ОФЭКТ/КТ) привели к тому, что они в значительной степени заменили
устройства, основанные на радионуклидных источниках.
Использование вышеуказанных систем для компенсации затухания
требует преобразования передаваемого компьютерного изображения в карту
затухания излучения. Для радионуклидных источников это в основном означает
преобразование коэффициентов затухания при энергии источника излучения в
энергию источника излучения. Для энергий источника излучения и передачи
выше 100 кэВ это может быть сделано путем масштабирования пропускающего
КТ-изображения на отношение коэффициента затухания в воде при энергии
излучения, деленного на коэффициент затухания при энергии источника
передачи. Однако более точные результаты могут быть получены с помощью
метода билинейного масштабирования, описанного ниже для использования с
рентгеновскими компьютерными изображениями.
Для гибридных систем ОФЭКТ/КТ, где обычное рентгеновское КТизображение преобразуется в карту затухания, существует ряд дополнительных
соображений. Во-первых, данные о передаче получаются с использованием
полихроматического источника. Таким образом, может быть достигнуто
существенное усиление луча. К счастью, усиление луча и другие коррекции,
обычно применяемые в рентгеновских компьютерных сканерах для получения
изображений в аппаратах Хаунсфилда (HU), устраняют многие из этих проблем.
В этом случае компьютерное изображение в единицах Хаунсфилда может быть
преобразовано в карту затухания с помощью кусочно-линейного
масштабирования, где, по сути, пиксели со значениями менее 0 HU
рассматриваются как вода с плотностями в диапазоне от 0 до 1, пиксели со
значениями от 0 до 1000 HU рассматриваются как смесь костей и воды, и
значения пикселей, превышающие 1000 HU, рассматриваются как плотная кость.
Таким образом, для пикселя, имеющего значение h в единицах Хаунсфилда,
значение карты затухания µ задается формулой:
где µ
вода
и µ
– коэффициенты ослабления воды и кости, соответственно, для
кость
энергии фотопика радионуклида, получающего изображение.
341
https://t.me/med1917
Как только карта затухания получена, коррекция затухания может быть
реализована с использованием аналитических, приближенных или
статистических алгоритмов восстановления изображения. Как правило,
аналитические методы не используются из-за их плохих шумовых свойств.
Приближенные методы включают алгоритм Чанга. Этот метод часто
используется в областях тела, где предполагается, что коэффициент затухания
является равномерным, а фактическое распределение затухания не измеряется, а
вместо этого аппроксимируется от границы объекта, которая обычно считается
эллипсом. В методе изменения изображение, восстановленное с использованием
отфильтрованной обратной проекции (т. е. при отсутствии компенсации
затухания), приблизительно компенсируется с учетом затухания. Эта
приблизительная компенсация получается для каждого вокселя путем деления
нескорректированного сигнала изображения на среднее значение
коэффициентов ослабления, соответствующих каждому виду проекции. Для
однородного аттенюатора с предполагаемой эллиптической границей эти
коэффициенты ослабления могут быть рассчитаны аналитически. Однако метод
Чанга является приблизительным и обладает плохими шумовыми свойствами.
Таким образом, для наилучшей компенсации затухания следует использовать
методы статистической итеративной реконструкции. Методы статистической
итеративной реконструкции более подробно обсуждаются в главе 13. Эти
методы могут быть использованы для компенсации затухания путем включения
модели процесса затухания в матрицу изображений. Точная компенсация
затухания может быть получена с помощью быстрых статистических
итеративных методов реконструкции, таких как алгоритм максимизации
математического ожидания упорядоченных подмножеств (OSEM), если
доступна точная карта затухания.
11.2.3.3. Коррекция рассеяния
При съемке гамма-камерой значительная часть обнаруженных фотонов
рассеивается в теле. Это связано с ограниченным энергетическим разрешением
гамма-камеры, что приводит к несовершенному подавлению рассеяния на основе
энергии. Отношение рассеяния к первичному (SPR) зависит от радионуклида,
энергетического окна, энергетического разрешения, глубины источника и
размера объекта. Например, для
99m
Tc SPR находится в диапазоне 0,2 для
визуализации головного мозга и 0,6 для визуализации сердца. С другой стороны,
для визуализации сердца
201
Tl SPR может быть больше 1. Рассеяние приводит к
потере контрастности, особенно для холодных объектов на теплом фоне, и
потере количественной точности.
Коррекция рассеяния требует оценки компонента рассеяния
проекционных данных в сочетании с методом компенсации. Чаще всего
компонент рассеяния оценивается с использованием данных, полученных во
вспомогательных энергетических окнах. Возможно, наиболее
распространенным и гибким таким методом является метод тройного
энергетического окна (TEW). В этом методе используются два окна рассеяния
342
Всего
Оценка
рассеяния
Рассеяние
w
peak
Энергия (кэВ)
w
lower
w
upper
https://t.me/med1917
энергии, одно над и одно под окном фотопика, как показано на рис. 11.25.
Разброс оценивается по значениям в окнах рассеяния с использованием
трапециевидного приближения, где значения в окнах рассеяния, разделенные на
ширину их окон, рассматриваются как стороны, а разброс в окне фотопика – это
площадь трапеции. Расчетные значения рассеяния в окне фотопика,
рассчитанные с использованием TEW sTEW, приведены по формуле:
где c
lower
и c
– это значения в нижнем и верхнем окнах разброса
upper
соответственно;
w
peak
, w
lower
и w
– это ширина окон фотопика, нижнего рассеивателя и верхнего
upper
рассеивателя, соответственно.
Следует отметить, что на рис. 11.25 окна рассеяния расположены рядом с
окном энергии фотопика, но это не обязательно и, во всех случаях, желательно.
Фактически, желательно расположить окна как можно ближе к окну фотопика,
при этом в окнах рассеяния обнаруживается лишь небольшая доля фотопиковых
фотонов. Ширина окон рассеяния является компромиссом между получением
максимально точной оценки рассеяния, что благоприятствует узкому
энергетическому окну, и получением оценки с низким уровнем шума, что
благоприятствует широкому энергетическому окну.
Рис. 11.25. Иллюстрация использования трапециевидного приближения для оценки рассеяния в окне
энергии фотопика в методе компенсации рассеяния методом тройного энергетического окна для
99m
Tc. Следует отметить, что в этом примере окна не обязательно расположены оптимально. В
частности, окна рассеяния расположены таким образом, что в окнах энергии рассеяния имеется
ненулевой вклад от нерассеянных фотонов. Это особенно очевидно для верхнего энергетического
окна. В случае
99m
Tc значения в верхнем окне часто принимаются равными нулю
343
https://t.me/med1917
Другим методом оценки компонента разброса в прогнозных данных
является использование методов моделирования разброса. Эти методы
используют оценку распределения активности и математический алгоритм для
вычисления разброса, который был бы обнаружен на основе распределения
активности. Используемые математические методы варьируются от точных
приближений до полного моделирования методом Монте-Карло.
Как упоминалось выше, коррекция рассеяния выполняется путем
объединения методов оценки рассеяния и компенсации. Методы компенсации
рассеяния включают вычитание оценки рассеяния из проекционных данных и,
для SPECT, включение проекционных данных в итеративный процесс
реконструкции. Из-за шума и ошибок в оценке рассеяния вычитание оценки
рассеяния из измеренных проекционных данных может привести к некоторым
отрицательным значениям пикселей. Это может стать проблемой, когда данные
впоследствии используются в алгоритмах статистической итеративной
реконструкции. Для оценок рассеяния, полученных из энергетических окон, этот
эффект может быть уменьшен с помощью низкочастотной фильтрации оценки
рассеяния. Тем не менее, часто используется усечение отрицательных значений,
хотя это может увеличить смещение при компенсации рассеяния.
Для ОФЭКТ лучшим способом компенсации рассеяния является
добавление оценки рассеяния к вычисленной проекции в процессе итеративной
реконструкции. Например, такие алгоритмы, как OSEM и максимизация
математического ожидания максимального правдоподобия (MLEM),
предполагают обратное проецирование соотношения измеренной и вычисленной
проекций. В этом случае оценка разброса может быть просто добавлена к
вычисленным прогнозам. Другой подход заключается во включении
моделирования разброса в матрицу прогнозов. Любой из этих подходов
превосходит предварительное вычитание оценки разброса.
11.2.3.4. Компенсация срабатывания коллиматора
Изображения, полученные при помощи гамма-камеры, ухудшаются изза пространственно изменяющегося отклика коллиматора-детектора (CDR).
Для коллиматоров с параллельными отверстиями CDR приблизительно
линейно зависит от расстояния от поверхности коллиматора. CDR имеет
геометрические компоненты, компоненты проникновения через перегородку
и компоненты рассеяния через перегородку. Они соответствуют,
соответственно, фотонам, проходящим через отверстия коллиматора,
фотонам, проходящим через перегородки при отсутствии взаимодействия, и
фотонам, рассеивающимся в перегородках и приводящим к обнаруженному
фотону. Последние два эффекта, как правило, снижают контрастность
изображения, могут создавать звездообразные артефакты и вносить
изменения чувствительности в зависимости от расстояния. Проникновение в
перегородку и рассеяние могут быть уменьшены при использовании
правильно сконструированного коллиматора. Однако для изотопов,
испускающих фотоны с энергиями более ~300 кэВ, включая изотопы с
344
https://t.me/med1917
низким содержанием фотонов высокой энергии, не используемых для
визуализации, некоторый уровень этих эффектов почти неизбежен.
Поскольку изображения ОФЭКТ содержат информацию о расстоянии от
источника до коллиматора, можно предоставить улучшенную компенсацию
CDR по сравнению с плоскостным отображением. Этого можно достичь,
используя как аналитические, так и итерационные методы. Однако
аналитические методы включают аппроксимации и обычно обладают
неоптимальными шумовыми свойствами и, как правило, коммерчески
недоступны. В результате были разработаны и коммерчески доступны методы,
основанные на статистической итеративной реконструкции. Эти методы
моделируют CDR в процессе проекции и обратной проекции. При проверке
элементы матрицы явно не вычисляются и не сохраняются, но неявно
вычисляются во время реконструкции с использованием алгоритма проектора и
обратного проектора. Таким образом, компенсация CDR достигается путем
моделирования CDR в проекторе и обратном проекторе. Это часто реализуется
путем поворота оценки изображения таким образом, чтобы оно было
параллельно грани коллиматора при каждом виде проекции. В этой ориентации
CDR постоянен в плоскостях, параллельных поверхности коллиматора, и, таким
образом, может быть смоделирован путем свертки CDR для соответствующего
расстояния. Для того чтобы сделать это, необходимо определить расстояние от
плоскости до лицевой стороны детектора. Это несколько усложняется
использованием некруглых орбит, и в этом случае производителям необходимо
сохранять информацию об орбите (расстояние от лицевой стороны коллиматора
до центра вращения для каждого вида проекции) вместе с проекционным
изображением. Кроме того, необходим способ оценки CDR. Существуют
аналитические формулы для вычисления геометрической составляющей CDR. В
качестве альтернативы можно использовать функцию Гаусса, соответствующую
набору функций отклика измеряемой точки, измеренных в воздухе. Для
компенсации полного CDR, включая проникновение через перегородку и
рассеяние, требуется CDR, учитывающий эти эффекты. Аналитических формул
не существует, поэтому используются либо численные расчеты (например, с
использованием моделирования системы коллиматор-детектор методом МонтеКарло), либо измеренные CDR. Были внедрены различные методы оптимизации
и ускорения, чтобы сократить время, необходимое для моделирования CDR.
Следует отметить, что компенсация CDR не полностью восстанавливает
потерю разрешающей способности коллиматора: разрешение остается
ограниченным, а пространственные изменения и эффекты частичного объема
по-прежнему существенны для небольших объектов. Кроме того, компенсация
CDR приводит к коррелированному шуму, который может придать
изображениям «размытую» текстуру (хотя изображения действительно
кажутся качественно «менее зашумленными»), и приводит к появлению
звенящих артефактов на острых краях. Несмотря на эти ограничения, было
показано, что компенсация CDR, как правило, улучшает качество
изображения как для задач обнаружения, так и для количественных задач и
используется как способ сократить время сбора данных.
345
Фотон
511 кэВ
Эффективный позитронный
диапазон
Позитрон-электронная
аннигиляция
Путь позитрона
Позитронный излучающий радионуклид
Фотон
511 кэВ
https://t.me/med1917
11.3. СИСТЕМЫ ПЭТ
11.3.1. Принцип обнаружения совпадений аннигиляции
Радиоактивный распад посредством позитронной эмиссии лежит в основе
процесса формирования изображений ПЭТ [11.3]. Позитроны испускаются ядром
во время радиоактивного распада некоторых нестабильных, богатых протонами
изотопов. Эти изотопы достигают стабильности в процессе распада, который
превращает протон в нейтрон и связан с образованием позитрона. Позитрон – это
антивещество, сопряженное с электроном, и имеет ту же массу, что и электрон, но
положительный заряд. Как и при β-распаде, позитроны испускаются из ядра с
разной энергией. Эти энергии имеют непрерывный спектр и определенное
максимальное значение, характерное для исходного изотопа. После испускания из
ядра позитрон распространяется через окружающий материал и подвергается
рассеивающим взаимодействиям, меняя свое направление и теряя кинетическую
энергию (рис. 11.26). На небольшом расстоянии позитрон останавливается и
соединяется с электроном из окружающей материи. Это расстояние зависит от
энергии позитрона, которая сама по себе является функцией исходного изотопа и
обычно составляет порядка миллиметра. Комбинация позитрона и электрона
приводит к аннигиляции обеих частиц и созданию двух фотонов, каждый с
энергией 511 кэВ, эквивалентной массам покоя двух исходных частиц. Сохранение
импульса, который близок к нулю непосредственно перед аннигиляцией,
гарантирует, что оба фотона испускаются почти точно на расстоянии 180° друг от
друга. Эти характерные фотонные излучения (известные как аннигиляционное
излучение) — всегда с энергией 511 кэВ, всегда излучаемые одновременно и почти
точно на расстоянии 180° друг от друга — составляют основу ПЭТ и дают
неоспоримые преимущества перед однофотонной визуализацией с точки зрения
определения LOR.
Рисунок 11.26. Позитроны, испускаемые радиоактивным ядром, распространяются через
окружающий материал, прежде чем в конечном итоге остановиться на небольшом
расстоянии от места их испускания. В этот момент позитрон аннигилирует с электроном,
создавая два фотона с энергией 511 кэВ, которые испускаются примерно на расстоянии 180°
друг от друга. Перпендикулярное расстояние от линии, определяемой двумя фотонами, до
места позитронного излучения накладывает ограничение на пространственное разрешение,
которое может быть достигнуто с помощью ПЭТ-систем
346
Соседние файлы в папке Библиотека им академика М.И. Перельмана