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
вероятно, что рассеянный фотон не приведет к случайному совпадению по
целому ряду причин. Рассеянный фотон может появиться в результате
комптоновского взаимодействия по пути, который не попадает на детекторы.
Альтернативно, рассеянный фотон может подвергаться дальнейшим
комптоновским взаимодействиям, что приводит к снижению энергии и
повышению вероятности фотоэлектрического поглощения. Даже если
рассеянный фотон достигнет детекторов, он может потерять столько энергии,
что не будет соответствовать критериям приемлемости энергии сканера и будет
отклонен. Таким образом, комптоновские взаимодействия не только создают
разрозненные совпадения, но и приводят к гораздо большей потере истинных
совпадений. Эта недооценка истинных значений называется ослаблением.
Одним из преимуществ ПЭТ перед ОФЭКТ является простота, с которой
может быть выполнена коррекция затухания. Эту особенность обнаружения
совпадений можно понять, рассмотрев точечный источник, расположенный на
глубине x внутри равномерно затухающего объекта с коэффициентом затухания .
На рисунке 11.42 (а) показан LOR, проходящий через точечный источник и
пересекающий толщину D ослабляющего материала. Вероятность того, что фотон
1 покинет объект при отсутствии каких-либо взаимодействий p1, определяется
формулой:
где I(x) – интенсивность луча после прохождения через ослабляющий материал
толщиной x;
I(0) – интенсивность при отсутствии ослабления.
Вероятность того, что соответствующий фотон 2 также покинет объект,
определяется p2:
Вероятность того, что оба фотона покинут тело таким образом, что может
произойти случайное совпадение, определяется произведением p1 и p2:
Можно видеть, что вероятность возникновения случайного события
уменьшается по мере увеличения толщины ослабляющего материала. Однако
эта вероятность не зависит от расположения источника вдоль конкретного
LOR. Этот результат отличается от случая ОФЭКТ, когда ослабление,
испытываемое одиночным источником фотонов вдоль определенного LOR,
сильно зависит от расстояния между местоположением источника и краем
ослабляющей среды.
377
https://t.me/med1917
Рис. 11.42. При рассмотрении обоих фотонов спина к спине вдоль определенной линии
отклика затухание, испытываемое точечным источником внутри тела (a), не зависит от
его местоположения вдоль линии и определяется e
В (б) источник передачи, излучающий позитрон, находится вне пациента, но испытывает
такое же ослабление, как и внутренний источник, при рассмотрении совпадающих событий
по той же линии реагирования
–µD
для равномерно ослабляющего объекта.
Из ур. (11.15) видно, что затухание фотонов уменьшает количество
истинных совпадений в e
–µD
. раз. На практике корпус не состоит из равномерно
ослабляющего материала, и коэффициент ослабления AF для конкретного LOR
определяется по формуле:
где µ(x) – относится к вариантному в пространстве распределению линейных
коэффициентов ослабления внутри корпуса, а интеграл – по LOR,
соединяющему противоположные детекторы.
Поскольку этот коэффициент ослабления зависит только от материала
вдоль LOR, он идентичен ослаблению, испытываемому внешним источником
фотонов с энергией 511 кэВ вдоль той же линии (рис. 11.42 (b)). Рассмотрим
внешний источник фотонов с энергией 511 кэВ, который вызывает в общей
сложности N0 совпадений вдоль определенного LOR при отсутствии какого-либо
ослабления. Когда вмешивается пациент, число совпадений падает до Nx, где:
Из этого уравнения видно, что коэффициент затухания может быть получен
путем деления Nx на N0. Поправочный коэффициент затухания является просто
обратной величиной коэффициента затухания и определяется как N0/Nx. N0 может
быть получено из того, что называется пустым сканированием, поскольку оно
получено при отсутствии каких-либо изменений в поле зрения. Nx может быть
378
https://t.me/med1917
получен из того, что называется просвечивающим сканированием, поскольку оно
измеряет события совпадения, соответствующие фотонам, которые проходят
через пациента, когда он находится в положении сканирования.
Для измерения поправочных коэффициентов ослабления, специфичных для
конкретного пациента, были разработаны различные системы передачи. Ранние
системы передачи использовали кольцевые источники 68Ge (период полураспада
271 д, распадается на позитронный излучатель 68Ga), хотя плохое подавление
рассеяния означало, что кольцевая конфигурация была заменена вращающимися
стержневыми источниками. Эти источники, также состоящие из 68Ge, были
ориентированы параллельно оси z сканера и могли быть установлены близко к
детекторам на периферии поля зрения ПЭТ во время регистрации передачи.
Оказавшись в нужном положении, они будут вращаться вокруг пациента
аналогично движению рентгеновской трубки при компьютерной томографии.
События совпадения регистрировались в режиме 2‑D съемки для всех LORs,
поскольку источник непрерывно вращался вокруг пациента. Данные о передаче
пациента использовались в сочетании с аналогичным образом полученным пустым
сканированием для определения синограммы коррекции ослабления, которая затем
применялась к данным об излучении пациента в предположении, что пациент не
перемещался между сканированиями. Конфигурация вращающегося стержня
имела то преимущество, что она позволяла получать данные о передаче в сочетании
с пространственным «окном», которое отслеживало текущее положение
вращающегося источника. События совпадения, которые не были коллинеарны
текущему положению источника, такие как разрозненные совпадения, могли быть
отклонены, что улучшало качество передаваемых данных. Окно со стержнем также
помогло уменьшить загрязнение измерения передачи случайными событиями,
исходящими не от вращающихся источников, а от радиофармпрепарата внутри
пациента. Возможность получения данных о передаче в присутствии позитронноизлучающего индикатора внутри организма имела большое практическое значение,
поскольку при отсутствии этой возможности требовались длительные протоколы,
включающие сбор данных о передаче до введения индикатора.
Управление окнами Rod также осуществляло возможность одновременного
сбора данных о выбросах и передаче, хотя перекрестное загрязнение означало, что
обычно предпочитались раздельные данные о выбросах и передаче. Недостатком
последовательного сбора данных об излучении и передаче было то, что время
сканирования для обоих режимов обязательно было большим, чтобы получить
данные с достаточным статистическим качеством. Увеличение активности
стержневого источника не было эффективным способом сокращения времени
сканирования передачи, поскольку источник располагался близко к детекторам, и
время простоя на ближних детекторах быстро стало ограничивающим фактором. В
качестве альтернативы 68Ge в качестве источника передачи использовались
однофотонные излучатели, такие как
137
Cs (период полураспада 30 г, 662 кэВ).
Преимущество однофотонных источников передачи состояло в том, что они могли
быть экранированы от ближних детекторов и, таким образом, могли использовать
гораздо больший объем активности, что приводило к получению данных с
улучшенным статистическим качеством и, на практике, к сокращению времени
379
https://t.me/med1917
сканирования. Тот факт, что излучение одиночных фотонов составляло 662 кэВ, в
отличие от 511 кэВ, и что передаваемые данные имели большую составляющую
рассеяния, был проблематичным, но мог быть эффективно подавлен с помощью
программных алгоритмов сегментации.
С внедрением ПЭТ/КТ отпала необходимость в системах передачи
радионуклидов, поскольку при тщательном манипулировании КТ-изображения
можно использовать не только для анатомической локализации, но и для
коррекции ослабления. Коррекция затухания на основе КТ имеет ряд
преимуществ, включая тот факт, что результирующие коэффициенты коррекции
затухания имеют очень низкий уровень шума благодаря высокому
статистическому качеству КТ; быстрый сбор данных, особенно с
использованием высокопроизводительных многодетекторных систем КТ;
нечувствительность к радиоактивности внутри организма; и нет необходимости
в периодической замене источников, как в случае с системами передачи на базе
68
Ge. Коррекция затухания на основе компьютерной томографии существенно
отличается от методов передачи, основанных на радионуклидах, поскольку
данные собираются в отдельной, хотя и хорошо интегрированной системе
сканирования с использованием рентгеновских фотонов с энергиями, которые
сильно отличаются от фотонов с энергией 511 кэВ, используемых в ПЭТ. В
отличие от моноэнергетических фотонов ПЭТ, фотоны, используемые в
компьютерной томографии, состоят из спектра энергий с максимальным
значением, зависящим от пикового напряжения рентгеновской трубки (кВп).
Единицы измерения КТ Хаунсфилда отражают коэффициенты линейного
ослабления ткани, которые выше, чем те, которые применимы к фотонам ПЭТ,
поскольку они измеряются при эффективной энергии КТ (~70 кэВ), что
существенно ниже 511 кэВ. Важным шагом в процессе использования КТизображений для коррекции затухания является масштабирование КТизображений до линейных коэффициентов затухания, применимых к фотонам с
энергией 511 кэВ. Был использован ряд несколько отличающихся подходов, но
обычно они включают в себя многолинейное масштабирование блоков
компьютерной томографии Хаунсфилда с использованием функций,
специфичных для настройки кВп рентгеновской трубки (рис. 11.43).
Используемые методы очень похожи на те, которые описаны в разделе 11.2.3.2
(ур. (11.10)) для SPECT. После масштабирования изображения компьютерной
томографии фильтруются таким образом, чтобы иметь пространственное
разрешение, аналогичное разрешению данных ПЭТ, и коэффициенты
ослабления вычисляются путем интегрирования способом, указанным в ур.
(11.16). Интегрирование, или прямая проекция, выполняется по всем
направлениям, измеряемым системой ПЭТ, и, таким образом, предоставляет
поправочные коэффициенты затухания для всех LORs.
Коррекция затухания на основе КТ оказалась очень эффективной, хотя
ряд потенциальных проблем требует рассмотрения. Движение пациента,
обычно движение рук или головы, может привести к неправильной
регистрации изображений КТ и ПЭТ, что приводит к неправильным
поправочным коэффициентам ослабления, которые, в свою очередь, вызывают
380
Данные ПЭТ-проекции
Коэффициенты коррекции ослабления, полученные с помощью КТ
μ (511 кэВ) (см–1)
140 кВ
120 кВ
100 кВ
80 кВ
КТ-изображение,
увеличенное до μ (511 кэВ)
Напряжение ренгеновской трубки
ПЭТ-изображение
КТ-изображение
КТ (HU)
Реконструкция
изображения, включающая
коррекцию затухания
https://t.me/med1917
артефакты изображения и количественные ошибки. Дыхательные движения
также могут привести к аналогичным проблемам, поскольку данные КТ и ПЭТ
собираются за очень разные промежутки времени. Сбор данных КТ
чрезвычайно короток и обычно фиксирует определенную фазу дыхательного
цикла. Напротив, данные ПЭТ собираются в течение нескольких дыхательных
циклов, и результирующие изображения представляют среднее положение,
которое будет несколько размытым в областях, где дыхательные движения
значительны.
В области вокруг границы легких, где наблюдается резкий разрыв в
свойствах организма к ослаблению, дыхательные движения могут привести к
локальной неправильной регистрации изображений КТ и ПЭТ и выраженным
артефактам коррекции ослабления. Другое соображение, касающееся коррекции
затухания на основе КТ, возникает, когда поле зрения КТ усекается таким
образом, что части тела, обычно руки, не отображаются на КТ-изображении или
отображаются только частично. Это приводит к недостаточной коррекции
затухания и соответствующим артефактам на ПЭТ-изображениях.
Рис. 11.43. Для коррекции ослабления ПЭТ изображения компьютерной томографии
необходимо масштабировать с единиц Хаунсфилда (HU) до линейных коэффициентов
ослабления (μ) , соответствующих 511 кэВ.Использовались функции мультилинейного
масштабирования. Затем повторно масштабированные КТ-изображения проецируются
вперед для получения поправочных коэффициентов ослабления, которые применяются к
данным ПЭТ-излучения до или во время реконструкции изображения
381
https://t.me/med1917
11.3.5.4. Коррекция рассеяния
Требуется коррекция рассеяния, поскольку ограниченное
энергетическое разрешение ПЭТ-систем означает, что рассеянные фотоны
могут быть только частично отброшены путем выделения энергии.
Нескорректированное рассеяние формирует фон на восстановленных
изображениях, что снижает контрастность поражения и ухудшает
количественную точность. Этот рассеянный фон является сложной функцией
как распределения излучения, так и затухания и неоднороден по всему полю
обзора. В 2‑D режиме физическая коллимация гарантирует, что вклад
рассеяния относительно низок по сравнению с 3‑D режимом, и широко
используются приблизительные поправки, основанные на деконволюции
рассеяния. Форма функции распределения рассеяния может быть измерена
экспериментально с использованием линейных источников в различных
положениях водного фантома. Аналитические выражения, полученные из этой
функции рассеяния, могут быть определены и свернуты с проекционными
данными из исследований отдельных пациентов для оценки распределения
рассеяния. Этот метод предполагает однородную рассеивающую среду и
обладает ограниченной точностью в таких областях, как грудная клетка. Он
также не может учитывать рассеяние между соседними плоскостями, что
важно для режима трехмерной съемки.
Альтернативный алгоритм, который был применен к трехмерным
исследованиям мозга, включает подход с подбором хвостов. В исследованиях
мозга LORs, которые не проходят через голову, состоят из рассеяния, которое
может быть смоделировано путем подбора гауссовой функции к хвостам
каждой проекции. Эта функция может быть интерполирована для проекций,
которые действительно проходят через головку, и использована в качестве
оценки вклада рассеяния вдоль этих LORs. Этот метод осуществляет
коррекцию рассеяния первого порядка и обладает ограниченной точностью в
областях неравномерного затухания или в любой области, где хвосты
проекций не могут быть точно измерены.
Более точная коррекция рассеяния может быть достигнута в 3D с
использованием подхода, основанного на модели. Этот метод использует
физику комптоновского рассеяния для моделирования распределения
совпадающих событий, при которых один из двух фотонов испытал
однократное рассеивающее взаимодействие. Было показано, что
предположение о том, что в компоненте рассеяния в измеренных данных
преобладают эти единичные события рассеяния, является обоснованным.
Первоначальная оценка распределения радионуклидов сначала получается из
реконструкции, которая не включает никакой коррекции рассеяния. Затем это
изображение используется в сочетании с картой затухания, полученной на
основе данных КТ или передачи, для оценки вклада рассеяния в каждый LOR.
Были разработаны различные реализации, но в каждой используется формула
Клейна–Нишины для определения вероятности рассеяния фотона под
определенным углом и его обнаружения определенным детектором.
382
https://t.me/med1917
Определение этих вероятностей для всех возможных положений рассеяния и
LORs требует вычислительных затрат. Однако хорошие оценки рассеяния
могут быть получены путем интерполяции данных, оцененных с
использованием грубой сетки местоположений рассеяния и подмножества
LORs. Затем эти данные могут быть интерполированы для всех LORs, в
результате чего будет получена оценка распределения рассеяния, которая, как
было установлено, является высокоточной для целого ряда анатомических
местоположений.
11.3.5.5. Коррекция времени простоя
Частота подсчета детекторами различается у разных пациентов, а также
может варьироваться в рамках исследований, проводимых на одном и том же
пациенте. Для получения количественно точных изображений истинная
частота подсчета в идеале должна линейно увеличиваться с увеличением
активности в поле зрения. Хотя обычно это происходит при низкой скорости
счета, отклик ПЭТ-сканера становится все более нелинейным при высокой
скорости счета. Отдельным детекторным модулям в сканере требуется
определенный промежуток времени для обработки каждого обнаруженного
фотона. Если второй фотон попадает на детектор, в то время как предыдущий
фотон все еще обрабатывается, вторичный фотон может быть потерян.
Вероятность этого возрастает при высоких скоростях счета и приводит к
эффективной потере чувствительности. Такого рода потеря счета называется
мертвым временем.
Потери времени простоя детектора происходят в основном во внешней
электронике детектора. Сигнал, генерируемый отдельным фотоном,
интегрируется в течение фиксированного периода времени, чтобы определить
местоположение и энергию входящего события. Если в течение этого времени
интегрирования будет зарегистрирован второй фотон, два сигнала
объединятся (накопление импульсов) таким образом, что станут
неотличимыми друг от друга. Результирующий объединенный сигнал будет
отклонен, если он превысит энергетический дискриминатор верхнего уровня.
Альтернативно, если он регистрируется в пределах окна приема энергии, его
можно рассматривать как единичное событие с положением где-то между
местоположениями двух отдельных фотонов. В этом случае накопление
импульсов приводит к потере пространственного разрешения, а также к потере
истинных значений. Другие источники простоя возникают во время обработки
событий совпадения. Когда в пределах временного окна совпадения
происходит более двух событий, невозможно определить правильную пару
совпадений. В этом случае все события обнаружения могут быть отброшены,
что приводит к потерям времени простоя, или, альтернативно, могут быть
включены все возможные события совпадения, увеличивающие случайную
составляющую.
Коррекция времени простоя компенсирует эту потерю
чувствительности. Поправки обычно основаны на экспериментальных
383
https://t.me/med1917
измерениях реакции сканера на затухающий источник активности. После
случайной коррекции остаточная нелинейность в реакции сканера может быть
отнесена на счет времени простоя. На основе этих экспериментальных данных
может быть определена аналитическая модель отклика сканера на частоту
счета и использована для коррекции времени простоя последующих данных о
пациенте. Для конкретного приема может быть применен глобальный
поправочный коэффициент, предполагающий, что эффекты мертвого времени
одинаковы для всех детекторов в кольце. Альтернативно, к каждому блоку
детектора или группе блоков могут быть применены различные поправки.
Поправки могут быть определены на основе оценки доли периода
регистрации, в течение которого каждый детектор был занят обработкой
событий и не мог обрабатывать другие фотоны. В качестве альтернативы,
частота одиночных фотонов на конкретном детекторе может быть
использована в качестве входных данных для модели работы сканера в режиме
ожидания, чтобы оценить величину эффекта мертвого времени. Коррекция
времени простоя компенсирует только потери в счете и не компенсирует
неправильное позиционирование события, которое может возникнуть в
результате накопления импульсов.
11.3.5.6. Калибровка изображения
Вышеуказанные исправления существенно устраняют артефакты
изображения и количественные ошибки, вызванные различными физическими
эффектами, которые ухудшают данные ПЭТ. В результате восстановленные
изображения отражают распределение активности в поле зрения в пределах
ограничений, налагаемых ограниченным пространственным разрешением
системы. Кроме того, эти реконструированные изображения могут быть
использованы для количественной оценки концентрации активности in vivo в
конкретном органе или ткани. Хотя эта возможность не всегда используется в
полной мере, возможность точной количественной оценки изображений с точки
зрения абсолютной концентрации активности облегчает целый ряд
потенциальных применений.
После реконструкции изображения, включая применение различных
физических коррекций, ПЭТ-изображения имеют произвольные единицы
измерения, обычно количество на воксель в секунду. Количественные данные
могут быть извлечены из соответствующих частей изображения с
использованием методов определения интересующей области, но их невозможно
легко сравнить с другими соответствующими данными, такими как измерения,
выполненные с помощью калибратора радиоактивности (калибратора «дозы»).
Для преобразования изображений ПЭТ в единицы измерения абсолютной
концентрации активности, такие как беккерели на миллилитр, требуется
коэффициент калибровки. Этот калибровочный коэффициент определяется
экспериментально, обычно с использованием фантома однородного цилиндра.
Цилиндр заполняется известным объемом воды, к которой добавляется
известное количество радиоактивности. После осуществления равномерного
384
https://t.me/med1917
распределения радиоактивности внутри фантома получают полностью
скорректированное ПЭТ-изображение. Калибровочный коэффициент CF может
быть определен с помощью:
где A/V – это известная концентрация активности (Бк/мл) в фантоме;
C – это среднее значение воксельных данных (количество отсчетов · воксел-1 · с–1)
из большой области, находящейся в пределах цилиндрической части изображения;
p – позитронная фракция радионуклида, используемого в калибровочном
эксперименте (обычно 18F, позитронная фракция 0,97).
Позитронная фракция является свойством радионуклида и представляет
собой долю всех распадов, которые приводят к испусканию позитрона.
Приведенная выше калибровка предполагает, что истинная активность в
фантоме точно известна. Обычно этого можно достичь до приемлемого уровня
допуска, используя калибратор активности, который был откалиброван для
интересующего изотопа с использованием долгоживущего стандартного
источника, который можно отследить в национальном институте метрологии. В
принципе, единый калибровочный коэффициент может быть применен к
последующим исследованиям, проводимым с различными изотопами, при
условии, что известна доля позитронов. Таким образом, откалиброванные ПЭТизображения могут быть определены путем умножения необработанных данных
изображения на коэффициент калибровки и деления на долю позитронов для
конкретного представляющего интерес изотопа.
11.4. СИСТЕМЫ ОФЭКТ/КТ И ПЭТ/КТ
11.4.1. Использование компьютерной томографии в эмиссионной томографии
ОФЭКТ и ПЭТ обычно предоставляют очень мало анатомической
информации, что затрудняет точную локализацию областей аномального
накопления маркеров, особенно в онкологических исследованиях, где
заболевание может быть широко распространено. Действительно, часто бывает
так, что чем более специфичен радиофармпрепарат, тем меньше анатомической
информации доступно для облегчения ориентации. Сопоставление поглощения
радионуклидов с анатомической визуализацией высокого разрешения (КТ или
МРТ (магнитно-резонансная томография)) значительно помогает локализовать и
охарактеризовать заболевание, но в идеале требуется, чтобы оба изображения
были пространственно зарегистрированы. Ретроспективная программная
регистрация изображений, полученных раздельно на разных системах
сканирования, доказала свою эффективность в определенных приложениях,
особенно для исследований мозга, где предположения о твердом теле
реалистичны. Однако для большинства других приложений предположение о
твердом теле не работает, и проблема регистрации становится намного сложнее.
385
https://t.me/med1917
Комбинированные системы сканирования, такие как ОФЭКТ/КТ и ПЭТ/КТ,
предоставляют альтернативное решение. Преимущество этого аппаратного
подхода заключается в том, что изображения, полученные с помощью двух
методов, по своей сути регистрируются при отсутствии необходимости
дальнейших манипуляций. Конечно, это предположение может стать
ненадежным, если пациент двигается во время сбора данных, но, в целом,
комбинированные сканерные системы предоставляют точный и удобный метод
регистрации изображений.
В дополнение к существенному клиническому преимуществу
зарегистрированных анатомических и функциональных изображений,
сопряжение КТ с системами ОФЭКТ и ПЭТ предоставляет дополнительное
техническое преимущество. Хотя для коррекции ослабления использовались
радионуклидные источники, наличие совместно зарегистрированной КТ
особенно выгодно для этой цели. В случае ОФЭКТ основными преимуществами
коррекции затухания на основе КТ являются большая точность и надежность по
сравнению с радионуклидными источниками, в то время как при ПЭТ основным
преимуществом является эффективное сокращение общей продолжительности
процедуры сканирования благодаря скорости, с которой могут быть получены
КТ-изображения. Кроме того, внедрение компьютерной томографии в системы
ОФЭКТ и ПЭТ имеет ряд других дополнительных преимуществ. Источники
передачи радионуклидов и связанные с ними механизмы перемещения
несколько громоздки, особенно в случае ОФЭКТ, и добавление компьютерной
томографии позволяет исключить этот компонент из конструкции. Устранение
источника передачи из ПЭТ-систем позволило увеличить размер порта для
пациента, что позволило разместить более крупных пациентов. Другие
преимущества включают использование локализующего проекционного
изображения подсистемы компьютерной томографии для облегчения
позиционирования пациента, особенно при ПЭТ-сканировании в положении
односпальной кровати. Кроме того, возможность проведения как
радионуклидного исследования, так и качественной компьютерной томографии
в рамках одного сеанса сканирования имеет преимущества с точки зрения
удобства. С точки зрения количественного анализа изображений, наличие
зарегистрированной компьютерной томографии наряду с радионуклидным
исследованием иногда может быть полезно для определения интересующей
области, особенно в исследовательских целях. Несмотря на ряд существенных
преимуществ, следует отметить, что добавление компьютерной томографии к
инструментам ОФЭКТ и ПЭТ привело к заметному увеличению дозы облучения,
получаемой пациентами, проходящими процедуры радионуклидной
визуализации.
11.4.2. ОФЭКТ/КТ
Во многих отношениях можно ожидать, что ОФЭКТ принесет больше
пользы, чем ПЭТ, от добавления зарегистрированной компьютерной
томографии. ОФЭКТ имеет более низкое пространственное разрешение, чем
386
Соседние файлы в папке Библиотека им академика М.И. Перельмана