Современные виды томографии

2.12. Перспективы развития МРТ

Перспективы развития МР-томографии связаны с совершенствованием

как аппаратуры, так и алгоритмов обработки и анализа данных. Создание
сильных магнитных полей позволяет повысить чувствительность метода, а
использование мощных градиентов позволяет сократить время TE и снизить
потери сигнала вызванные расфазированием спинов.

В области материаловедения МРС твердых тел можно использовать для

исследования новых материалов большой технологической важности - сте-
кол, керамики, полимеров, синтетических мембран, сверхпроводников, а
также для исследования реакций в каталитических поверхностях.

В пищевой химии МРТ может использоваться для проверки старения

вина и его подлинности, для идентификации масел. Она может внести вклад
в неразрушающее исследование механизмов, ответственных за разложение
пищи. ЯМР методы высокого разрешения применяются в анализе сложных
смесей различных экстрактов натуральных продуктов.

Рис. 51. Томограммы продуктов: помидор (а), лимон (б), яйцо (в)

В области клинических исследований развитие МРТ связано с создани-

ем алгоритмов быстрого сбора данных, совершенствованием методов обра-
ботки данных. МРС может применяется в локализации и характеристике
метаболитов в биологических жидкостях, в диагностике заболеваний и как
неразрушающая процедура для идентификации тканей [16].

Для химиков, физиков и биологов МР-микроскопия возможно самый

мощный инструмент изучения веществ на молекулярном уровне, т.к. реги-
стрируемые сигналы изменяются согласно ядерной плотности и свойствам
ядерного окружения. Поэтому можно локализовать в 3D объеме магнитные
ядра, позволяющие получать изображения и наблюдать объекты с разреше-
нием, достигающим 10

-6

м. ЯМР микроскопия применяется для обнаруже-

ния микродефектов в пластмассовых трубах, алмазной локализации (чтобы
избежать нарушений при процедурах, следующих за раскопками), даёт ин-
формацию о созревании плодов, лучших условиях обработки и температу-
рах приготовления продуктов.

Удалено: <sp><sp><sp>

ГЛАВА 3. ПОЗИТРОННО-ЭМИССИОННАЯ ТОМОГРАФИЯ

В медицинской диагностике проходит много времени, прежде чем новая

технология визуализации становится пригодной для клинической практики.
Для правильной интерпретации изображения необходимо немало дополни-
тельных исследований. На этом этапе сейчас находится позитронно-
эмиссионная томография (ПЭТ).

В клинической практике ПЭТ используется с начала 1990-ых и в отли-

чие  от  классических  методов  (таких  как  компьютерная  и  магнитно-
резонансная томография), позволяющих получать только изображения ана-
томических структур и изменений в них, ПЭТ позволяет проводить количе-
ственный  анализ  биохимических  или  физиологических  функций  [17].  Эта
информация часто позволяет выявить функциональные изменения, вызван-
ные  заболеванием,  задолго  до  появления  каких-либо  морфологических  из-
менений. В частности ПЭТ - единственный аппарат, позволяющий диагно-
стировать опухоль на "нулевой" стадии.

3.1. Историческая справка

Методика ПЭТ отображения является комбинацией двух изобретений,

представленных к Нобелевской премии - радиоактивного индикатора и
принципов томографии.

В период с середины 40-х до начала 1950-х интерес к радиактивным ин-

дикаторам был небольшим. Возможно, причиной стало открытие в 1940
Каменом и Рубеном

С, более универсального и эффективного атома, чем

С.

История ПЭТ началась в 1950-ых, когда появилась возможность ото-

бражения позитрона, испускающего нуклиды: фотоны с высокой энергией,
произведенные при уничтожении позитрона, можно использовать для опи-
сания физиологического 3D распределения химического состава. В середи-
не 1950-ых, Терпогосян выдвинул идею, что, несмотря на короткое время
полураспада этих радионуклидов, они пригодны для изучения регионально-
го метаболизма.

Первый прототип ПЭТ сканера появился в 1952 году Массачусетском

госпитале  после 6 месяцев  разработки  конструкции.  Он  имел  всего  лишь
два  детектора  на  основе  йодистого  натрия  расположенных  друг  напротив
друга  и  позволял  получать  изображения,  основанные  как  на  обнаружении
совпадения событий, так и на дисбалансе. Дисбаланс одноканальных детек-
торов использовался для создания изображения на основе регистрации лю-
бого дисбаланса между каналами детекторов. Разрешение было низким, но
чувствительность  устройства  все  же  позволяла  обнаружить  опухоль  и  ее
пространственное положение относительно срединной линии мозга [2].

С середины 1950-ых до начала 1970-ых радионуклиды использовались

мало. С начала 1970-ых испускающие позитрон радионуклиды стали попу-
лярны и интерес к ПЭТ исследованиям возрос. Были созданы сложные ал-
горитмы реконструкции и усовершенствованы датчики.

В 1980х ПЭТ стал использоваться для динамических исследований ме-

таболизма человека.

На развитие технологии ПЭТ повлияли три фактора:
1) большинство метаболических процессов в теле происходят достаточ-

но быстро, чтобы следить за ними с помощью короткоживущих радионук-
лидов;

2) несмотря на короткое время жизни изотопов, стала возможна быстрая

радиоактивная маркировка сложных молекул;

3) проникающее излучение, возникающее при уничтожении позитронов,

показало, что можно локализовать этих позитроны.

Первые ПЭТ сканеры с множеством детекторов были созданы в начале

1960-ых в нескольких исследовательских центрах и представляли собой
системы с кольцом из 32 датчиков и разрешением более 2 см, позволяющие
получать единичные срезы. Это позволило повысить чувствительность ме-
тода и получить двумерное изображение.

В следующем поколении ПЭТ сканеров, появившемся в 1968 году был

уменьшен размер датчика и добавлены дополнительные кольца, позволяю-
щие  одновременно  получать  несколько  срезов  с  разрешением  менее 1 см.
Такие  сканеры  позволяли  получать  двумерные  изображения  срезов  голов-
ного  мозга;  третья  координата  обнаруженных  опухолей  определялась  по
положению соответствующего среза.

В 1970 году для обработки полученных данных было предложено ис-

пользовать алгоритм обратного проецирования. В конце 1970-ых ПЭТ ска-
неры стали использоваться для проведения коммерческих исследований.

Разрабатывались новые сканеры с большим числом датчиков для увели-

чения  чувствительности  и  разрешения.  После  многих  лет  исследований,  в
Университете  штата  Пенсильвания  было  создано  устройство,  названное
PENN-ПЭТ.  Оно  состояло  из  множества  позитронных  датчиков,  располо-
женных  вокруг  отверстия  для  пациента  в  виде  шестиугольника  диаметром
50 см. PENN-ПЭТ давал высокую чувствительность и разрешение 5,5 мм и
был менее сложен и дорог, чем системы с кольцом детекторов.

Дальнейшее усовершенствование ПЭТ-сканеров состоит в повышении

пространственного разрешения, чувствительности детекторов, увеличении
числа одновременно получаемых срезов, коррекции аттенюации и разработ-
ке новых алгоритмов реконструкции изображений.

Хотя в последние 20 лет ПЭТ использовалась преимущественно для на-

учных исследований, ее роль как метода диагностики находится на стадии
становления. В настоящее время основными областями клинического при-
менения ПЭТ являются онкология, кардиология, неврология.

3.2. Этапы исследования и основные блоки сканера

Любое ПЭТ исследование состоит из нескольких основных этапов:
1. производство радиоизотопа;
2. маркировка выбранного состава испускающим позитроны радионук-

лидом и подготовка состава в форме, пригодной для воздействия на людей;

3. транспортировка состава из лаборатории к месту проведения исследо-

вания;

4. воздействие радиоактивного индикатора и получение данных ПЭТ;
5. отображение распределения активности позитрона как функции вре-

мени, обработка данных;

6. интерпретация результата.
Система производства радиоизотопов состоит из трех основных частей:

- циклотрона (ускорителя частиц);
- биологического синтезатора, присоединяющего радиоизотопы к

биологическим молекулам;

- компьютера, контролирующего процесс.

До начала исследования в циклотроне производится радиоактивное ве-

щество, входящее в естественный химический состав тела (атомы кислоро-
да, углерода, азота) и распадающееся с испусканием позитронов.

Циклотрон (циклический ускоритель) состоит из двух полых полукруг-

лых металлических электродов (дуантов), расположенных между полюсами
электромагнита и разделеных узким зазором (рис. 52). Вблизи от центра ду-
антов располагается источник ионов (как правило электрическая дуга в га-
зе),  который  служит  генератором  заряженных  частиц.  В  момент  работы,
частицы  импульсно  генерируются  источником  ионов.  Нить  накала,  распо-
ложенная в источнике ионов создает отрицательный заряд путем присоеди-
нения электронов к атому.

Рис 52. Схема движения частиц в циклотроне. 1 – источник тяжелых за-

ряженных частиц (протонов, ионов); 2 – орбита ускоряемой частицы; 3 –

ускоряющие электроды (дуанты); 4 – генератор ускоряющего поля. Маг-

нитное поле направлено перпендикулярно плоскости рисунка

При попадании отрицательных ионов в вакуумную камеру они приобре-

тают энергию благодаря высокочастотному переменному электрическому
полю, индуцированному на дуантах. Ионы подвергаются воздействию элек-

∼

Удалено: <sp>

трического поля и сильного магнитного поля, генерируемого электромагни-
том. Когда отрицательные ионы долетают до края дуанта и влетают в зазор,
РЧ-осциллятор меняет полярность на дуантах и ионы отталкиваются по ме-
ре входа в ранее положительно, а теперь отрицательно заряженный дуант. С
каждым проходом зазора, энергия и радиус орбиты частиц возрастают и
частицы двигаются по спирали. При достижении максимальных значений
на последнем витке спирали включается отклоняющее электрическое поле,
выводящее пучок наружу.

Поток отрицательных ионов направляется к первой карусели, располо-

женной между ускорителями и камерой мишени. Карусели состоят из тон-
ких угольных пластин, которые отделяют оба электрона от ионов Н–, кото-
рые  становятся  ионами  Н+  или  протонами.  Протоны  проходят  через  пла-
стину, однако, несмотря на смену заряда на противоположный, они все еще
находятся под влиянием магнитного поля, двигаются по циркулярной орби-
те, по касательной к своей прежней траектории, от центра циклотрона. Этот
поток  протонов  направляется  к  камере  мишени.  Разделяющие  пластины
имеют  толщину  от 5 до 25 µм  и  имеют  срок  службы  порядка 100 часов.
Протонный пучок из циклотрона влетает в камеру мишени и путем ядерной
реакции  преобразует  стабильный  материал  мишени  (стабильный  химиче-
ский изотоп) в радиоактивный изотоп.

Произведенные на циклотроне радиоизотопы переносятся в биосинтеза-

тор, где они присоединяются к используемым в клинике химическим соста-
вам,  за  распределением  которых  в  теле  хотят  проследить.  Естественно
встречающиеся в органических составах атомы заменяются маркированны-
ми (химически и биологически идентичными оригиналу). В ПЭТ маркируе-
мы  химические  составы,  ограничены  воображением  исследователей  и  вре-
менем  полураспада.  Чаще  всего  в  роли  маркируемого  вещества  выступает
глюкоза.

Вся работа системы производства радиоизотопов, включая циклотрон и

биосинтезатор, управляется компьютером. Оператор выбирает из меню на
консоли управления требуемый для производства изотоп, а остальные про-
цессы проводятся автоматически.

Для проведения исследования малое количество радиоактивного препа-

рата (радионуклида) внутривенно вводят пациенту, радионуклид поступает
в клетки и распределяется в них. Спустя некоторое время его концентрация
в тканях измеряется сканером, достаточно чувствительным для обнаруже-
ния даже небольшого количества радиоактивного состава.

При распаде радиоактивного вещества происходит выброс (эмиссия) по-

ложительных частиц (позитронов), стабилизирующая ядро за счет устране-
ния положительного заряда путем превращения протона в нейтрон. Пози-
трон проходит короткое расстояние (зависящее от его энергии) перед
столкновением с электроном окружающей среды (рис. 53). Происходит объ-

единение позитрона с электроном среды (аннигиляция), частицы "уничто-
жают" друг друга, и их масса преобразуется в энергию, приводя к эмиссии
двух противоположно направленных (180

°±0,25°) гамма-лучей (фотонов

высокой энергии) с энергией 511 кэВ каждый.

Рис. 53. Эмиссия гамма лучей

Данные фотоны, испущенные в результате аннигиляции, выходят за

пределы тела и регистрируются внешними детекторами. Регистрируемые
после аннигиляции гамма-лучи называются линией совпадения и использу-
ются для определения локализации и концентрации эмитента позитрона, ко-
торая зависит от биохимической и физиологической реакции органа.

Когда гамма-лучи взаимодействуют с кристаллами сцинтиллятора, фо-

тоны света преобразуются электронными устройствами томографа в элек-
трические сигналы. Процессы конвертации и регистрация происходят прак-
тически мгновенно друг за другом, для того чтобы можно было сравнивать
события сцинтилляции с противоположных детекторов (вдоль большого ко-
личества линий совпадений).

Рис. 54. Гентри ПЭТ сканера. А- цилиндрический источник для коррекции

аттенюации , В- септа, С-детекторные блоки

Основным блоком ПЭТ сканера является гентри, внутри которого рас-

положены детекторы (рис. 54) [21]. Множество детекторов образует кольцо
диаметром 80-100 см и шириной 10-20 см. Для снижения влияния внешнего
излучения, наружная поверхность кольца детекторов имеет свинцовый эк-
ран. Большинство сканеров может работать как в посрезовом режиме, когда

Радиоактивное ядро

луч

Позитрон

Электрон

Удалено: <sp>

аксиальная коллимация создается тонкими вольфрамовыми кольцами назы-
ваемыми септами, так и в трехмерном режиме, когда септа втягивается и
совпадение регистрируется между всеми возможными парами детекторов.

Детекторы являются самими важным компонентами ПЭТ сканера. В ря-

де  случаев  они  похожи  на  используемые  в  однофотонном  отображении:
большие кристаллы йодистого натрия соединенные с фотоумножителями. В
коммерческих  томографах  детекторы  конструктивно  представляют  собой
прямоугольную группу кристаллов (блок), т.к. более плотное расположение
детекторов  позволяет  снизить  потери  пространственного  разрешения  и  ре-
гистрации фотонов. Использование множества регистрирующих кристаллов
предотвращает  оптическую  дисперсию  света  между  отдельными  элемента-
ми блока.

Сцинтилляционные детекторы (рис. 55), используемые в ПЭТ, состоят

из сцинтиллятора, фотоэлектронного умножителя и электронной системы.

Рис. 55. Схема сцинтилляционного детектора: 1 - сцинтиллятор; 2 - фото-

катод; 3 - диафрагма; 4 - корпус фотоумножителя; 5 - диноды; 6 - анод; 7

– делитель напряжения

Сцинтиллятором называют вещество, благодаря которому возникают

флюоресцентные световые вспышки при испускании высокоэнергетическо-
го излучения (например, бета- или гамма-лучей).

Быстрые заряженные частицы, двигаясь в веществе, теряют свою энер-

гию  при  столкновении  с  атомами,  причем  энергия  частиц  расходуется  на
ионизацию и возбуждение атомов среды. Возбуждение атомов снимается в
основном путем испускания квантов света характерной для данного вещест-
ва частоты. Обычно излучение, возникающее при  этом,  поглощается  в  той
же  среде.  Только  в  люминесцирующих  средах  часть  высвеченной  энергии
может выйти за пределы среды.

Процесс люминесценции может осуществляться двумя путями. Если пе-

реходы из возбужденных энергетических состояний в основное разрешены,
испускание света происходит в соответствии со средним временем жизни
возбужденного состояния по обычным статистическим законам и называет-
ся флуоресценцией. Если переход из возбужденного состояния в основное
запрещен, то возникает метастабильное состояние, среднее время жизни ко-

торого может быть значительно больше времени жизни обычного возбуж-
денного состояния. В этом случае для испускания кванта света система
должна перейти в более высокое энергетическое состояние, переход из ко-
торого в основное разрешен. Такой процесс называют фосфоресценцией.

Основными характеристиками сцинтилляторов являются конверсионная

эффективность, спектр излучения и время высвечивания.

Конверсионная эффективность – это отношение энергии световой

вспышки, к энергии, потерянной заряженной частицей в сцинтилляторе, за-
висящее от типа и качества сцинтиллятора. Количество света, испускаемое
сцинтиллятором, характеризуется световым выходом – отношением энергии
среднего числа фотонов люминесценции к энергии, потерянной ионизи-
рующей частицей в сцинтилляторе.

Т.к. световая вспышка сцинтиллятора регистрируется при помощи фото-

электронного умножителя, область спектральной чувствительности которо-
го лежит в диапазоне длин волн видимого света, то спектр частот, излучае-
мых сцинтиллятором, должен укладываться в чувствительной области ФЭУ.
В большинстве случаев интенсивность вспышки I с течением времени t спа-
дает по экспоненциальному закону:

−

)

(

(31)

Величина

τ - время, в течение которого интенсивность падает в е раз,

характеризует длительность свечения и называется временем высвечивания
сцинтиллятора.

Основные свойства сцинтилляторов определяются механизмом возбуж-

дения и высвечивания. С этой точки зрения удобно разделить все известные
сцинтиллирующие вещества на три группы: кристаллофосфоры или неорга-
нические кристаллы (например, ZnS, NaI), органические кристаллы (напри-
мер, антрацен, стильбен), инертные газы [11]. В медицине чаще всего ис-
пользуются сцинтилляторы в виде таллиевого кристалла, активированного
йодидом натрия.

В решетке такого кристалла

при взаимодействии атомов и ионов проис-

ходит  возмущение  энергетических  уровней  внешних  электронов,  что  при-
водит к образованию чередующихся разрешенных и запрещенных областей
(рис. 56). В обычных условиях нижние энергетические зоны кристалла заня-
ты полностью (валентная зона), а более высокие - целиком не заполнены и
электроны в них могут свободно перемещаться (зона проводимости), не по-
лучая  дополнительной  энергии.  Самая  верхняя  валентная  зона  отделена  от
наиболее низкой зоны проводимости интервалом в несколько эВ. При воз-
буждении  электроны  переходят  из  валентной  зоны  в  зону  проводимости,
образуя в валентной зоне электронную вакансию - дырку. При обратном пе-
реходе электронов из зоны проводимости в валентную зону возникает излу-
чение  с характерным для  данного кристалла спектром – собственное излу-
чение.

Рис. 56. Схема энергетических зон в неорганическом кристалле

При наличии в кристалле примесей, в запрещенной зоне могут возни-

кать  локальные  энергетические  уровни,  лежащие  вблизи  валентной  зоны.
Если эти уровни не заняты, то на них могут попасть электроны, движущиеся
в зоне проводимости. Если переход с этих уровней в валентную зону разре-
шен (люминесцентные центры), то возникает излучение, длина волны кото-
рого больше, чем в спектре поглощения. Таким образом, примеси сдвигают
спектр  излучения  в  сторону  увеличения  длин  волн  и  к  увеличению  интен-
сивности свечения. Вместе с этим примеси создают дефекты в кристалличе-
ской  решетке,  и  создают  дополнительные  метастабильные  уровни,  прямой
переход с которых в валентную зону запрещен. Электроны с этих уровней
могут перейти в зону проводимости при поглощении ими тепловой энергии
колебаний решетки, а затем попасть в люминесцентные центры. Это приво-
дит к замедленному испусканию фотонов (фосфоресценции).

Фотоэлектронный умножитель (ФЭУ) - это фотоэлемент с многократ-

ным усилением, основанным на явлении вторичной эмиссии. ФЭУ состоит
из фотокатода, фокусирующего устройства, нескольких эмиттеров (дино-
дов) и анода.

В фотоумножителях часто применяется сурьмяно–цезиевый фотокатод,

активированный кислородом. Фотокатод нанесен в виде тонкого полупро-
зрачного слоя на внутреннюю сторону торцовой стенки стеклянного балло-
на ФЭУ, диаметром 15 мм. Эмиттеры и анод изготовлены из металла. Для
увеличения коэффициента вторичной эмиссии

σ (среднего числа вторичных

электронов, выбиваемых одним первичным электроном) эмиттеры покрыты
пленкой  вещества  с  малой  работой  выхода  электронов.  В  ФЭУ  электроны
ускоряются и фокусируются с помощью электростатического поля, опреде-
ляемого  конфигурацией  электродов  и  распределением  потенциалов  в  них.
Для подачи напряжения на электроды используется делитель, состоящий из
омических  сопротивлений.  К  концам  делителя  приложено  напряжение  U

(800-1500 В) от источника высокого напряжения.

Световые кванты, падающие на фотокатод, вызывают фотоэффект. Воз-

никшие при этом фотоэлектроны попадают в электрическое поле, ускоря-
ются и фокусируются на первом эмиттере (диноде). При ударах электронов

о  первый  эмиттер  происходит  вторичная  эмиссия.  Выбитые  электроны  ус-
коряются в следующем  межэлектродном промежутке и, попадая на второй
эмиттер,  вызывают  в  свою  очередь  вторичную  эмиссию  со  второго  и  т.д.
Таким  образом,  число  электронов  от  эмиттера  к  эмиттеру  лавинообразно
нарастает. Электроны с последнего эмиттера собираются на аноде фотоум-
ножителя.  Если  σ - коэффициент  вторичной  эмиссии  на  каждом  эмиттере,
то коэффициент усиления умножителя

(32)

где

q<1 – множитель, учитывающий неполное собирание электронов с фо-

токатода на первый эмиттер;

n- число эмиттеров.

Величина коэффициента вторичной эмиссии σ прямопропорционально

зависит от напряжения питания ФЭУ и в области больших ускоряющих на-
пряжений имеет вид

/ U

AUe

−

(33)

где

U – ускоряющее напряжение, приложенное между соседними динодами

и пропорциональное напряжению на делителе

А и U

– постоянные, оп-

ределяемые свойствами материала поверхности эмиттера.

Коэффициент усиления умножителя имеет вид:

/ U

−

(34)

Поскольку коэффициент вторичной эмиссии не зависит от числа па-

дающих электронов, то ФЭУ представляет собой линейный прибор, т.е. за-
ряд, приносимый лавиной на анод, пропорционален числу первичных фото-
электронов,  собираемых  с  фотокатода,  и,  следовательно,  пропорционален
интенсивности световой вспышки, попавшей на катод. Если импульсы тока
на  выходе  достаточно  велики,  линейность  может  нарушаться  за  счет  иска-
жения поля пространственным зарядом в области анода и последних эмит-
теров, а также за счет изменения потенциалов последних эмиттеров и анода.
Оба фактора вызывают дефокусировку и тем самым нарушают линейность,
которую  полностью  устранить  нельзя.  Расширению  области  линейности  в
данном случае способствует только увеличение разности потенциалов меж-
ду последними эмиттерами и особенно между анодом и предыдущим дино-
дом. Если к ФЭУ предъявляется требование линейности в широком диапа-
зоне интенсивности световых вспышек, то это накладывает ограничение на
величину  коэффициента  усиления.  Другой  причиной  ограничения  коэффи-
циента усиления может явиться резкое возрастание шумов ФЭУ.

В сцинтилляционном детекторе свечение сцинтиллятора приводит к

эмиссии с фотокатода сотен фотоэлектронов и полезные сигналы по вели-
чине в несколько раз превышают шумы. Чаще в сканерах используют гер-
манат висмута, который создает около 2500 фотонов света на 511 кэВ фотон
и имеет время затухания 300 нс. Один блок содержит матрицу 7

×8 кристал-

лов и четыре фотоумножителя. Каждый кристалл имеет сечение 3.3

×6.25 мм

и глубину 30 мм.

Электронная система регистрирует импульсы электрического тока, в ко-

торые преобразуется световая вспышка.

Сцинтилляционные детекторы позволяют регистрировать все виды ра-

диоактивного излучения, причем в отличие от газоразрядных счетчиков эф-
фективность  регистрации  высокоэнергетичных  γ-квантов  может  быть  в
сцинтилляционных детекторах очень большой (50 или даже 100%). Высокая
временная  разрешающая  способность  позволяет  использовать  сцинтилля-
ционные  детекторы  при  высоких  скоростях  счета  и  проводить  измерения
коротких интервалов вплоть до десятых долей секунды. При выборе детек-
торов  производители  томографов  учитывают  такие  их  свойства  как  длина
аттенюации,  эффективность  обнаружения,  плотность,  яркость,  время  вос-
становления, коэффициент преломления, цена.

3.3. Реконструкция изображений

Реконструкция изображений производится путем обработки данных, по-

лученных детекторами, расположенными в виде нескольких колец, что по-
зволяет одновременно получать изображения до пятнадцати срезов.

Получение изображения базируется на внешнем обнаружении совпа-

дающих  испускаемых  лучей  в  течение 10 нс  между  двумя  датчиками,  рас-
положенными на противоположных сторонах сканера (рис. 57). Каждый де-
тектор  может  работать  режиме  регистрации  совпадений  со  множеством
расположенных  напротив  детекторов.  Линия,  соединяющая  центры  детек-
торов, проходит через объект и используется для реконструкции изображе-
ния.  Таким  образом,  существует  возможность  определения  совпадений  на
нескольких углах (расходящийся пучок). Если уничтожение происходит вне
объема  между  этими  двумя  датчиками,  то  может  быть  обнаружен  только
один  фотон,  и  этот  случай  отклоняется  как  не удовлетворяющий условию.
Одновременное обнаружение фотона обеспечивает область представления с
однородной чувствительностью.

Рис. 57. Совпадающие детекторы в ПЭТ камере

Программное обеспечение томографа получает данные о событиях сов-

падения, зарегистрированных в угловых и линейных положениях, количест-
венное суммирование которых дает двумерную картину распределения изо-

Распределение
изотопа

луч

Удалено: <sp>

топа. Подобно КТ и МРТ, отображение в ПЭТ косвенное и производится с
помощью компьютерной реконструкции изображений [8]. Для реконструк-
ции изображения необходимо получить распределение изотопа

)

(

внутри отображаемого объекта. Если обозначить коэффициент аттенюации
тела как

)

(

, то интенсивность излучения I , регистрируемая детекто-

рами вдоль прямой линии

L, определяется с помощью выражения

∫

−

∫

L )

(

(35)

где

–отрезок вдоль

L , )

(

– участок

L между точкой

)

(

и детекто-

ром. Коэффициент аттенюации

)

(

аналогичен коэффициенту погло-

щения, измеряемому в обычной компьютерной томографии.

Поскольку в ПЭТ источник испускает две противоположно направлен-

ные частицы и излучение в обоих направлениях измеряется одновременно,
выражение (35) можно переписать как

∫

−

∫

)

(

(36)

где

−

– отрезки линии L , разделенной на участки точкой

. Поскольку

−

, то выражение (36) приобретает вид

∫

−

∫

(37)

Поскольку значения

I и

)

(

известны из измерений, основной ма-

тематической задачей ПЭТ является определение функции

)

(

по ее

известным линейным интегралам. Эта математическая задача идентична за-
даче компьютерной томографии, рассмотренной выше.

Отличительной особенностью ПЭТ изображений является их представ-

ление по цветной шкале. Цвет или степень яркости каждого пиксела про-
порциональны концентрации изотопа в соответствующей точке объекта, что
создает более наглядную картину.

3.4. Аппаратное обеспечение и контроль качества

Использование ПЭТ в клинике накладывает требования на характери-

стики и производительность аппаратного и программного обеспечения
цифровой обработки, отличающегося от систем, используемых в исследова-
тельской деятельности. Разрешающая способность ПЭТ должна быть сба-
лансирована приемлемым уровнем шума изображений и высокой пропуск-
ной способностью системы. Для большинства ПЭТ систем приемлемым яв-
ляется внутреннее разрешение 6 мм по всем пространственным направлени-
ям, позволяющее реконструировать изображения с разрешением в 8-10 мм.
Такие системы имеют показатель расстояния дискретизации равный 3 мм по
всем пространственным направлениям. Относительно однородное разреше-
ние и дискретизация делает их пригодными к 3D визуализации.

Пропускная способность - один из важных показателей системы. Часто

требуется  быстро  подготовить  томограф  к  следующему  исследованию,  по-
лучить,  реконструировать  и  обработать  данные,  напечатать  и  заархивиро-
вать данные. Система должна позволять проводить исследования в несколь-
ких  режимах,  включая  статические,  динамические,  синхронизированные  и
прямолинейные исследования.

Поле обзора ПЭТ сканеров должно позволять проводить как исследова-

ния отдельных органов, так и всего тела. Поле обзора таких систем равно 60
см. Аксиальное поле обзора большинства современных томографов ограни-
чивается приблизительно 10 см, что накладывает некоторые ограничения на
исследования.  Для  используемых  в  клинике  систем  желательно  расширить
аксиальное поле обзора до 15 - 20 см, что позволит повысить эффективность
исследований.  Однако,  из-за  того,  что  детекторы  вносят  существенный
вклад  в  стоимость  томографа,  возникает  вопрос  о  предельной  приемлемой
стоимости ПЭТ сканера.

Современные ПЭТ сканеры имеют до 16 плоскостей колец, что обеспе-

чивает суммарно 31 поперечную плосткость. Разрешение составляет при-
близительно 5 мм по всем направлениям. С дискретизацией 3 мм можно
проводить исследования без изменений положений детекторов.

Клинический ПЭТ сканер должен поддерживать широкий диапазон ско-

ростей  счета  без  существенных  потерь  в  разрешающей  способности  и  ли-
нейности.  В  большинстве  исследований,  вводимая  активность  не  требует
предельных  скоростей  счета.  Но  в  кардиоисследованиях  вводимая  актив-
ность  может  требовать  высоких  скоростей  счета,  что  приводит  к  сущест-
венным простоям аппаратуры. Большинство систем имеют встроенную сис-
тему коррекции простоя, обеспечивая линейную реакцию на вводимую ак-
тивность.  Однако,  при  таких  высоких  скоростях  счета  могут  происходить
потери в разрешении из-за наложения событий.

Важным аспектом клинической ПЭТ является необходимость быстром и

эффективном  программном  и  аппаратном  обеспечении,  отвечающим  за
цифровую  обработку.  После  завершения  сбора  информации,  программное
обеспечение должно позволять формировать предварительные изображения
до ухода пациента. Конечные изображения при стандартных исследованиях
должны быть готовы в течение одного часа после окончания исследования,
что требует максимальной автоматизации процесса. Для обработки данных
всех  проведенных  исследований  необходима  дополнительная  мощность,
реализуемая  путем  установки  дополнительных  рабочих  станций  и  наличие
единой сети для обмена информацией между станциями.

3.5. Артефакты изображений в ПЭТ

Источники артефактов можно разделить на три основные группы: аппа-

ратное обеспечение, система сбора информации и система цифровой обра-
ботки.

3.5.1. Аппаратные артефакты

Из аппаратных артефактов чаще всего встречается артефакт, вызванный

отказом в системе детекторов или системе последующей сортировки. Арте-
факт,  вызванный  отказом  детектора,  обычно  обусловлен  отказом  фотоум-
ножителя связанного с кристаллами сцинтиллятора и создает на изображе-
нии  веерообразную  рябь,  которая  соответствует  расходящемуся  пучку  ли-
ний  совпадений,  которую  формируют  детекторы  (рис. 58). Интенсивность
артефакта  зависит  от  количества  детекторов  в  одном  кольце  системы:  чем
больше детекторов, тем менее серьезен артефакт.

Рис. 58. Отказ детектора

В ПЭТ с модельными детекторными системами (в которых группы

сцинтилляторов связаны с общей группой фотоумножителей), отказ одного
фотоумножителя затронет большее число каналов детекторов и рябь на изо-
бражении будет более выраженна, чем при отказе одного детектора. На си-
нограмме этот отказ отобразится в виде широкой наклонной полосы. В от-
личии от отказа одного детектора, отказ детекторного модуля приведет к
появлению артефактов на нескольких отображаемых плоскостях.

Детекторы в ПЭТ обычно группируются в корзины или кассеты. Пото-

ком данных от детекторов корзины обычно управляет корзинный контрол-

лер. Отказ контроллера затронет большое число детекторов, что также отра-
зится на синограмме в виде широкой полосы. На изображениях данный ар-
тефакт иногда менее выражен, чем в случае с выпадением одного модуля,
что вызвано наложением нескольких волнообразных веерных искажений
друг на друга.

После регистрации события совпадения сканером, событие сортируется

и считается  в  гистограммной  памяти. Ошибки  здесь возникают  когда  одна
или более ячейки памяти не обнуляются правильным образом и заполнены
ошибочным числом событий. На синограмме артефакт ошибки памяти ото-
бражается в виде одного или множества горячих пятен. После реконструк-
ции  данных  эти  горячие  пятна  преобразуются  одиночные  полосы  на  изо-
бражении.  Этот  артефакт  можно  убрать  вручную  путем  удаления  горячих
пятен из синограммы и повторной реконструкции данных. Один из лучших
способов  проверки  функциональности  ПЭТ - пробный  сбор  данных  с  вра-
щающимся  в  плоскости  источником.  Визуальная  проверка  полученных  си-
нограмм обычно позволяет обнаружить любой тип аппаратной неисправно-
сти. Этот тест является частью ежедневной проверки качества.

Артефакт аппаратного обеспечения цифровой обработки

напоминает

кольцевые артефакты, присутствующие в КТ-системах с вращающимися де-
текторными модулями, где один или более детекторов неисправны. Однако
в ПЭТ-системе любой отказ детектора дает веерообразный артефакт. Если
происходят сбои в сортировке аппаратных средств, на синограммах будут
видны вертикальные полосы.

3.5.2. Артефакты сбора данных

Артефакты сбора данных возникают во время сбора данных и обычно

являются следствием движений пациента. Они могут проявляться простой
потерей в разрешении или принимать формы, которые могкт быть приняты
за патологические изменения.

Артефакты вызванные движениями пациента обычно приводят к потере

пространственного  разрешения.  Последствия  движений  пациента  могут
быть  снижены  путем  сбора  данных  в  динамической  последовательности.
После  проведения  исследования,  динамические  изображения  просматрива-
ют в режиме кинопетли для определения движения пациент во время сбора
информации. Если пациент двигался, то для суммирования и формирования
конечных  изображений  отбираются  только  те  кадры,  на  которых  пациент
лежит  правильно.  При  суммировании  только  части  исследования,  улучша-
ются контрастность и разрешение изображений.

Артефакты, вызванные самим гентри, отражаются на изображениях в

виде ряда полос, которые похожи на веерообразные артефакты, вызванные
отказом детектора (рис. 59). Однако, синограмма говорит не о повреждении
детектора, а о присутствии в поле обзора области с очень высокой интен-

сивностью. Это может быть вызвано тем, что в катетере инъекции остался
радиофармпрепарат. Если изменить масштаб изображения, то можно заме-
тить, что полосы исходят из области высокой интенсивности.

Рис. 59. Артефакты, вызванные гентри

Возможный способ устранения артефакта состоит в маскировке на сино-

грамме области высокой интенсивности до реконструкции, но количествен-
ная информация на изображении будет потеряна.

3.5.3. Артефакты обработки данных

Эти артефакты обычно появляются при использовании введении непра-

вильных параметров обработки данных (неослабленная коррекция, ошибоч-
ный фильтр реконструкции и т.д.). Так как чаше обработка требует мини-
мального взаимодействия системы с оператором, эти артефакты встречают-
ся менее часто (рис. 60).

Рис. 60. Моделируемый цилиндр с профилем в виде эллипса, полученного из-

за неточного выравнивания и смещения на 1 см (справа)

Один из шагов обработки требует существенного взаимодействия сис-

темы с оператором, состоит в определении эллипса при использовании кор-
рекции ослабления в исследованиях. Расчет производится аккуратно, чтобы
не ввести серьезные артефакты

Другим возможным артефактом алгоритма определение эллипса являет-

ся диаметр эллипса. Данный артефакт оставляет однородность на достаточ-
но хорошем уровне, но отмечаются нарушения в коррекции границ.

Если выбран неправильный коэффициент ослабления для области вы-

бранного эллипса, то можно увидеть небольшую недооценку или переоцен-
ку распределения активности.

Современные виды томографии - часть 6