Добавил:

ivanov666 Опубликованный материал нарушает ваши авторские права? Сообщите нам.

Вуз:

Башкирский Государственный Аграрный Университет

Предмет:

[НЕСОРТИРОВАННОЕ]

Файл:

Производство радиоактивных изотопов для медицинского применения. Учебное пособие

.pdf

Скачиваний:

Добавлен:

08.09.2026

Размер:

2 Мб

Скачать

☆

<<< < Предыдущая 1 23 / 103 4 5 6 7 8 9 10 > Следующая >>>

3.4. Оборудование для РНДИ

метастазы в лимфатических узлах и т. д. С помощью препарата глюкозы

с радиоактивным изотопом фтора

F проводится диагностика болезни

Паркинсона.

Востребованность позитронной томографии в связи с ее высокой информативностью способствовала появлению уже полностью интегрированный аппаратуры типа «Biograph» (фирма «Siemens»), где комбинируется позитронная эмиссионная томография и спиральная рентгеновская компьютерная томография (ПЭТ/КТ), рис. 5, что существенно увеличивает диагностические возможности: сопоставление анатомических и функциональных изменений при однократном обследовании пациента.



Основной визуализирующей аппаратурой современной радионуклидной диагностики являются гамма-камера и гамма-томограф для однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ). Большие перспективы имеет развитие методов ПЭТ-диагностики.

Основа радионуклидной диагностики — измерения радиоактивности изотопа, являющегося меткой соединения, используемого в конкретном исследовании.

Здесь чаще всего анализируется пространственное распределение радиофармпрепарата (РФП) в пределах исследуемого органа или системы и изменения этого распределения с течением времени. При этом РФП, находясь в окружении органов и тканей различной толщины, пребывает в среде, поглощающей его излучение. Поэтому абсолютные измерения радиоактивности РФП в исследуемом органе могут оказаться затруднительными, но можно вычислить относительные значения радиоактивности в разных участках данного органа или в каком-то одном его сегменте.

Подобного рода измерения осуществляются в основном с помощью монокристаллов Nal(Tl) с большой площадью поверхности. Такой детектор позволяет, кроме регистрации факта попадания в него кванта излучения, определять энергию, потерянную им в сцинтилляторе, и координату попадания в кристалл.

Необходимо подчеркнуть, что изобретение гамма-камеры со сцинтилляционным позиционно-чувствительным детектором (ПЧД) на основе Nal(Tl) кристалла (Н. О. Anger, 1958 г.) с большой площадью поверхности привело к радикальным изменениям в радионуклидной диагностике.

3. Радионуклидная диагностика

Радионуклидные сканеры морально устарели, и их серийный выпуск прекратился. Основным прибором в радиоизотопной визуализации стала гамма-камера, отличительной особенностью которой является регистрация поля g-излучения в любой точке исследуемой области без перемещения детектора, что резко сокращает время формирования изображения.

Помимо статической визуализации посредством анализа распределения радиоактивности РФП в избранном органе или системе появилась возможность выполнения динамических исследований каких-либо процессов путем формирования серии последовательных изображений (кадров).

Рассмотрим принцип получения сигналов в таком детекторе в наиболее простом случае. Тонкий сцинтилляционный кристалл просматривается через световод набором из 7 фотоэлектронных умножителей или ФЭУ (рис. 6).

Рис. 6. Принцип построения позиционно-чувствительного детектора (H. O. Anger):

à — взаимное расположение сцинтиллятора, световода и фотоэлектронных

умножителей; á — расположение фотоэлектронных умножителей

над сцинтилляционным кристаллом

Тонкий кристалл используется для того, чтобы получаемые результаты по определению координат вспышки в кристалле не зависели от глубины образования сцинтилляции. Как видно из рис. 6, телесный угол, под которым каждый ФЭУ виден из точки сцинтилляции, зависит от положения этой вспышки в кристалле. Следовательно, сигнал с выхода каждого ФЭУ зависит от положения сцинтилляционной вспышки в кристалле и от ее яркости. Сумма Z сигналов со всех семи ФЭУ будет пропорциональна энергии, потерянной квантом в сцинтилляторе. Сигналы X, Y è Z в выбранной системе координат определяются амплитудами сигнала с каждого ФЭУ. Если отобрать сигналы с заданной яркостью R или нормировать

3.4. Оборудование для РНДИ

все сигналы на единичную яркость, то сигналы X è Y будут определять координату попадания кванта в кристалл. Начало координат в такой системе находится в центре поля зрения, что не очень хорошо, особенно в системах с большими кристаллами и большим количеством ФЭУ.

Гамма-камера снабжается коллиматорами в основном двух типов: с множеством параллельных отверстий и однодырочным (pin-hole). Принцип получения проекции органа на плоскость детектора поясняется на рис. 7.

Рис. 7. Коллиматоры, используемые в гамма-камерах:

à — принцип действия коллиматора со множеством параллельных отверстий;

á — принцип действия коллиматора с одним отверстием (pin-hole)

ПЧД в сочетании с однодырочным коллиматором повторяет принцип фотографической камеры-обскуры. В этом случае изображение получается перевернутым и размер самого изображения может не совпадать с размерами объекта. Масштаб изображения определяется расстоянием от коллиматора до объекта. При использовании коллиматора с параллельными отверстиями изображение получается прямым, и размер изображения совпадает с размерами объекта.

Как и любой детектор, предназначенный для регистрации и спектроскопии гамма-излучения, ПЧД должен обладать высокой эффективностью регистрации, высоким энергетическим разрешением и достаточным быстродействием. Наиболее общие требования касаются пространственного разрешения, равномерности чувствительности в поле зрения, размера самого поля зрения. Максимальные требования к полезной площади ПЧД гамма-камеры предъявляются при визуализации скелета пациента с целью поиска костных метастазов. Очевидно, что детектор в этом случае должен иметь полезную площадь примерно

3. Радионуклидная диагностика

500×2000 мм. Однако для большинства исследований внутренних органов и систем человека, проводимых на гамма-камерах, достаточно иметь площадь около 400×500 мм, позволяющую одновременно визуализировать оба легких или обе почки. Это значение полезной площади детектора обычно считается минимально допустимым для современных гамма-камер общего назначения. Визуализация скелета в этом случае происходит по частям за счет равномерного перемещения ПЧД гамма-камеры над всем телом пациента.

Исходя из того факта, что фотокатоды используемых ФЭУ не полностью перекрывают поверхность кристалла, в поле зрения ПЧД появляются зоны сниженной чувствительности. Кроме того, световыход сцинтиллятора не является постоянной величиной по всей его поверхности, что также влияет на равномерность чувствительности.

Неоднородность чувствительности по полю зрения гаммакамеры определяется в виде обобщенной (интегральной) оценки неоднородности и локальной (дифференциальной) оценки. Интегральная неоднородность характеризует диапазон максимальных вариаций чувствительности в пределах поля зрения гамма-камеры. Дифференциальная неоднородность характеризует максимальную скорость изменения чувствительности на небольшом, заранее определенном участке в пределах поля зрения. За величину собственной дифференциальной неоднородности принимают максимальное значение, полученное для всех возможных групп.

Для правильно настроенного детектора эта неоднородность составляет примерно 10—15 %. Такая величина не удовлетворяет современным требованиям к неоднородности, которая не должна быть выше 4—5 %. Исходя из невозможности достижения таких величин физическим путем, были разработаны математические методы коррекции неоднородности чувствительности в поле зрения. Математическим методом осуществляется и коррекция геометрических искажений передачи формы и размера исследуемого органа.

Собственное пространственное разрешение лучших ПЧД типа камеры Ангера составляет в настоящее время около 3,8 мм (при Åg = 140 кэВ) и отличается от теоретического предела не более чем на 10—15 %. Следует отметить, что пространственное разрешение гамма-камеры, то есть сочетания ПЧД и коллиматора, значительно хуже и составляет около 9 мм для объектов, расположенных на расстоянии 10 см от среза коллиматора. Такое ухудшение определяется свойствами используемых коллиматоров. При удалении источника от среза коллиматора увеличивается ширина распределения скорости счета, полу-

3.4. Оборудование для РНДИ

ченного при перемещении точечного источника параллельно плоскости коллиматора. Это увеличение происходит за счет увеличения области полутени в поле зрения отверстия.

Определенные требования предъявляются и к быстродействию применяемых ПЧД. Переход к использованию короткоживущих изотопов привел к тому, что в единичном исследовании используются большие активности до 500—800 МБк, что при большой площади

детектора создает высокие скорости счета — до 2 · 10

числе в фотопике до 10

имп/с. Это обеспечивает визуализацию

èìï/ñ, â òîì

быстрых процессов в организме (например, при прохождения болюса РФП через камеры сердца) с получением серии последовательных статистически достоверных изображений с длительностью каждого порядка 0,1 с. Эффективность регистрации определяется толщиной используемого сцинтилляционного кристалла Nal(Tl), которая в современных ПЧД составляет 6—12 мм. Для наиболее часто

99m

используемой энергии 140 кэВ (

Тс) фотоэффективность составляет не менее 90 %. Требования, предъявляемые к энергетическому разрешению, более умеренные. ПЧД должен позволять раздельную регистрацию изображений при использовании двух гамма-линий, различающихся по энергии не менее чем на 20 %.

Кроме ПЧД типа камеры Ангера, появились ПЧД матричного типа, состоящие из набора однотипных сцинтилляционных детекторов квадратной формы, упакованных в прямоугольную матрицу. В таком ПЧД координата попадания кванта определяется номером детектора, зарегистрировавшего гамма-квант, а разрешение — размерами используемых индивидуальных детекторов. Детектор «Digirad» состоит из твердых элементов, каждый из которых представлен комбинацией кристалла CsI (иодид цезия) / фотодиод размерами 3×3 мм, при этом фотоумножители отсутствуют. Также известны ПЧД на основе газоразрядных и полупроводниковых детекторов, но они не получили широкого распространения, хотя и были попытки их промышленного выпуска.

Пример реализации плоскостной гамма-камеры приведен на рис. 8. Детектор, снабженный коллиматором, устанавливается так, чтобы исследуемый орган попадал в поле зрения камеры. Коллиматор создает проекцию исследуемого органа на плоскость детектора. Тем самым осуществляется преобразование трехмерного распределения РФП в двухмерное распределение плотности потока гамма-квантов, на формирование которого оказывают влияние поглощение квантов на пути от места их образования до поверхности детектора, а также

3. Радионуклидная диагностика

Рис. 8. Блок-схема плоскостной гамма-камеры:

1 — матрица делителей, определяющих весовые коэффициенты

фотоэлектронных умножителей; 2 — сумматор X; 3 — сумматор Ó;

4 — нормализатор координатного сигнала X; 5 — нормализатор

координатного сигнала Ó; 6 — схема пропускания канала координаты X;

7 — схема пропускания канала координаты Ó; 8 — аналого-цифровой

преобразователь канала координаты X; 9 — аналого-цифровой преобразователь

канала координаты Ó; 10 — сумматор Z; 11 — амплитудный анализатор

рассеяние квантов в теле пациента, так как рассеянные кванты попадают в отверстие коллиматора и достигают поверхности детектора. При регистрации каждого кванта на выходе детектора камеры появляются три сигнала — координатные X, Y и энергетический Z. Сигнал Z используется для отбора событий по энергии. Рассеянные кванты имеют энергию, отличную от энергии первичного излучения и могут быть отсеяны с использованием спектрометрических свойств сцинтилляционного детектора. Поэтому для дальнейшей обработки отбираются только те события, в которых кванты, излучаемые используемым радионуклидом, достигают детектора напрямую без каких-либо взаимодействий по дороге и теряют в сцинтилляторе полную энергию. Сигнал Z пропорционален яркости зарегистрированной сцинтилляции. На выходе электронного тракта камеры, при регистрации кванта заданной энергии, получаются скорректированные сигналы X è Ó и синхроимпульс от сигнала Z. Эти сигналы поступают на входы системы сбора, обработки и хранения сцинтиграфической информации, выполняемой в настоящее время

3.4. Оборудование для РНДИ

на основе персонального компьютера. Координатные сигналы переводятся из аналогового в цифровой вид. Собранная информация запоминается, как правило, в виде квадратной матрицы размерностью 64×64, 128×128, 256×256, с набором в пределах одиночной ячейки матрицы

(пикселя) 2

или 216 событий. В статических исследованиях проводится накопление данных в одиночную матрицу для каждой используемой проекции. В динамических исследованиях в смежные промежутки времени собирается ряд последовательных изображений, на основании которых можно судить о процессах перераспределения активности (изменения концентрации РФП) в пределах исследуемой области.

На экране дисплея ЭВМ воспроизводятся либо диагностические изображения, либо диагностические параметры, вычисленные в результате обработки информации, собранной в ходе исследования.

Плоскостная сцинтиграфия позволяет решить множество диагностических задач, особенно при проведении динамических исследований. Но невозможность получения трехмерного распределения радиоактивности используемой метки в пределах исследуемой области существенно снижает как диагностическую ценность, так и достоверность получаемых результатов. С развитием методов вычислительной томографии были предприняты попытки разработки методик получения трехмерного распределения активности РФП и построения плоскостных срезов этого распределения. Трехмерное распределение измеряемого параметра строится на основе некоторого множества проекций исследуемого объема, полученных под разными углами.

Любая измерительная система имеет конечное разрешение, и поэтому реальная проекция будет отличаться от идеальной. Предложено много способов улучшения такого метода восстановления изображений. Метод обратной проекции самых быстрый, так как требует для своей реализации, по сравнению с другими, значительно меньше вычислений, но имеет ряд ограничений, особенно по пространственному разрешению в восстановленных срезах. Его используют в качестве первого шага по восстановлению изображений, а затем применяют разного рода итерационные методы для получения диагностических изображений более высокого качества.

Для получения первичной информации — проекций — используется гамма-камера, детектор которой вращается вокруг тела пациента, просматривая исследуемую область под разными углами. При этом к детектору камеры предъявляются повышенные требования по сравнению с плоскостной сцинтиграфией. Так равномерность

3. Радионуклидная диагностика

чувствительности в поле зрения должна быть не хуже ± 5 %. Размер поля зрения по оси, направленной поперек тела, должен быть не менее 400 мм. Размер поля зрения вдоль тела определяет размер исследуемой области и обычно не менее 350 мм. Детектор может перемещаться вокруг тела по круговой орбите. Это не является оптимальным, так как при вращении изменяется расстояние от коллиматора до тела пациента и, соответственно, изменяется пространственное разрешение, зависящее от этого расстояния. В связи с этим в настоящее время реализуется перемещение детектора по контуру тела, что обеспечивает лучшее пространственное разрешение. Для получения достоверной томографической информации должны быть проведены измерения не менее чем в 60—90 проекциях. При времени измерения по 30 секунд на проекцию, полное время сбора первичной информации не менее 30—40 мин. Для уменьшения времени сбора исходной информации в настоящее время используются два идентичных параллельно расположенных детектора, вращающихся вокруг тела пациента синхронно. Перемещение детекторов производится пошагово на заданный угол вокруг оси, совпадающей с продольной осью тела пациента или, по крайней мере, параллельной ей. Затем строятся матрицы распределения измеряемого параметра (в нашем случае активности) в плоскости, перпендикулярной оси вращения. Количество таких матриц определяется дискретностью получения первичной информации. Как правило, проекции собираются в матрицы размерностью 64×64 èëè 128×128. Соответственно строится 64 или 128 таких срезов, перпендикулярных оси вращения, т. е. поперек тела. Вследствие этого довольно часто употребляется термин «поперечная томография». При этом толщина каждого среза около 2 мм, что не является физически обоснованным, так как пространственное разрешение современных эмиссионных томографов составляет 15—20 мм. Затем все полученные срезы объединяются в один трехмерный массив.

При применении РФП, меченых позитрон-излучающими изотопами, исходные проекции распределения радиоактивности в пространстве можно получить, используя тот факт, что кванты, возникающие при аннигиляции позитрона, разлетаются под углом 180 градусов друг к другу. Поэтому два детектора, сориентированные на совпадения, будут регистрировать только те кванты, которые возникли вдоль линии, соединяющей эти детекторы.

В реальных системах используется набор достаточно большого числа детекторов, расположенных в виде кольца вокруг тела пациента, в котором каждый детектор включен на совпадения с некоторым

3.4. Оборудование для РНДИ

количеством детекторов, расположенных на другой стороне этого кольца. Регистрируя совпадения между этими детекторами, можно получить достаточное количество проекций без использования коллиматоров. Нужна только защита от активности, распределенной вне поля зрения кольца детекторов. Основным преимуществом таких томографов является отсутствие коллиматоров, снижающих чувствительность регистрирующей системы. После сбора необходимого числа проекций восстановление трехмерного распределения РФП производится таким же образом, как и в однофотонной томографии.

После построения поперечного среза, имея контуры тела и изображения основных структур, можно ввести коррекцию на ослабление, и полученные результаты будут уже отражать распределение радиоактивности в теле (вернее будут прямо пропорцио- нальны ей). В этом одно из преимуществ томографии перед плоскостной сцинтиграфией.

В эмиссионной компьютерной томографии, как и в любой другой вычислительной томографии, в результате проведения сбора и обработки первичной информации получается набор значений измеряемого физического параметра в пределах исследуемой области тела пациента. Значения параметра усредняются по некому элементарному объему (вокселю), как правило, кубическому (Аõ = Ay = Az). В пределах этого элементарного объема значение используемого параметра считается постоянным. Величина элементарного объема, его линейные размеры определяются пространственной разрешающей способностью метода получения исходной информации.

Пространственное разрешение обычно измеряется как полная ширина на полувысоте функции отклика системы на точечный элемент пространства (активную точку) вдоль линии, направленной параллельно одной из выбранных координатных осей. Считается, что в пределах одного пространственного разрешения должно укладываться не менее трех вокселей (в плоскостном варианте трех пикселей), оптимально 4—5. Использование более мелких вокселей не имеет смысла, так как они не могут быть разрешены используемой измерительной системой как раздельные, но сильно увеличивают время вычислений и требуют больших вычислительных ресурсов. Выбранный размер вокселя (пикселя) определяет степень квантования координатных сигналов при преобразовании их из аналоговой формы в цифровую.

Познакомимся с технической спецификацией однодетекторной гамма-камеры X-Ring для всех видов исследований.

3. Радионуклидная диагностика

Описание детектора

Высокостабильный детектор с прямоугольным полем зрения, оснащенный высококачественными оптическими и механическими узлами:

y сцинтиллятор NaI(Tl): размер кристалла 585×470 ìì (X-Ring-C:

430 мм) толщина кристалла 9,5 мм;

y фотоумножители: 55 блоков (X-Ring-C: 37 блоков) на основе фотоумножителей с высокой квантовой эффективностью, одинаковым энергетическим разрешением, защитой от магнитных полей и долговременной стабильностью;

y свинцовая защита от гамма-квантов с энергией 511 кэВ, тол- ùèíà: 12—32 ìì.

Основные характеристики камеры

Поле зрения: 530 мм × 390 мм (X-Ring-C: 380 мм). Диапазон регистрируемых энергий: 40—400 кэВ.

99m

Собственное энергетическое разрешение:

Tc: 9,7 %.

Собственная полная однородность поля: y дифференциальная (полезное поле зрения (UFOV)): 2,4 %; y интегральная (UFOV): 2,9 %.

Собственное пространственное разрешение (CFOV): 3,4 мм

(режим томографии).

Собственная пространственная линейность: y дифференциальная (UFOV): 0,20 мм; y абсолютная (UFOV): 0,40 мм.

Максимальная скорость счета — с корректировкой, более:

240,000 èìï./ñ.

Пространственное разрешение системы: y с LEHR коллиматором для малых энергий высокого разреше-

íèÿ — 7,3 ìì;

y чувствительность системы (с LEHR коллиматором для малых

энергий высокого разрешения): 75 имп/с/МБк.

Для интереса сравним с недавно появившейся на рынке гамма-

камер системой Digirad с детекторами на основе Csl(TI).

Характеристики детектора: y детектор, сегментированный Csl(TI)/кремниевый фотодиод; y толщина кристалла, 6 мм; y внешние размеры, 39,6×31,1 ñì; y количество кристаллов Csl(TI) в детекторе 11,520; y размер кристалла Csl(TI) 3×3 ìì;

<<< < Предыдущая 1 23 / 103 4 5 6 7 8 9 10 > Следующая >>>

Соседние файлы в предмете [НЕСОРТИРОВАННОЕ]