Fleming J.S. A technique for the absolute measurement of activity using gamma camera and computer // Phys. Med. Biol. V. 24. 1979. P. 178 – 180.
Thomas S.R., Maxon H.R., Kerelakes J.G. Technique for quantitation of in vivo radioactivity // In: Effective use of computers in nuclear medicine. Ed.: Gelfand M.J., Tomas S.R. / New York. 1988. McGraw-Hill.
Barnes W.E. In vivo quantitation of activity by planar imaging // In: Nuclear medicine. 2nd edition. V. 1 / Ed. by R.E. Henkin, D. Bova, G.L. Dillehay et al. 2006. Mosby, Inc. P. 177 – 182.
Absolute organ activityestimated by different methods of background correction / W.C. Buijs, J.A. Siegel, O.C. Boerman, F.H. Corstens // J. Nucl. Med. V. 39. 1998. P. 2167 – 2172.
Quantitative planar imaging method for measurement of renal activity by using conjugate-emission image and transmission data / A. Kojima, O. Ohyama, S. Tomiguchi // Med. Phys. V. 27. 2000. P. 608 – 615.
Siegel J.A. The effect of source size on buildup factorcalculation of absolute volume // J. Nucl. Med. V. 26. 1985. P. 1319 – 1322.
Глава 7. Однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ)
Традиционные гамма-камеры производят двумерное плоское изображение трехмерных объектов. Структурная информация в третьем протяжении, глубине, затушевывается суперпозицией всех данных вдоль этого направления. Хотя изображение объекта в разных проекциях (передней, задней, боковой и наклонной) дает некоторую информацию о глубине исследуемой структуры, точное установление глубины расположения объекта выполняется томографическими сканерами. Основное предназначение этих сканеров заключается в визуализации распределения активности в разных частях объекта и на различной глубине.
Принцип томографической визуализации в ЯМ основан на детектировании излучений, выходящих из пациента под разными углами. Это направление получило название "эмиссионная компьютерная томография" (ЭКТ). Оно основано на применении математических алгоритмов и создает изображения на отдельных глубинах объекта. В настоящее время в ЯМ применяются два вида ЭКТ:
однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ, англ. SPECT), в которой используются р/н, испускающие γ-излучение (99mTc, 123I, 67Ga и 111In);
позитронная компьютерная томография (ПЭТ, англ. PET), в которой используются р/н, испускающие  -частицы или позитроны (11C, 13N, 15O, 18F, 68Ga, 82Rb).
В этой главе рассматривается ОФЭКТ.
Системы однофотонной эмиссионной томографии на базе гамма-камер 1.1. Получение томографических данных
Большинство универсальных систем, предназначенных для выполнения ОФЭКТ, состоит из типовой гамма-камеры с одной, двумя или тремя детекторными головками с кристаллами NaI(Tl), закрепленными на гантри (рис.7.1), компьютера для on-line сбора и процессинга данных и дисплейных мониторов. Детекторные головки вращаются вокруг пациента, останавливаясь на некоторое время для набора данных с заданных направлений. В течение ротации поверхность коллиматора всегда остается параллельной к оси ротации. Геометрия, связанная с набором данных показана на рис. 7.2. В большинстве случаев ось ротации параллельна продольной оси тела пациента. В типичном случае набор данных начинается с положения камеры прямо напротив пациента (позиция 0-градусов) и продолжается до достижения 180о или 360о. Гантри останавливается через каждые 3 градуса на 15 секунд. Общее время измерения для гамма-камеры с двумя головками составляет 15 минут.
В последние десятилетия системы ОФЭКТ стали важным инструментом для исследования заболеваний коронарных артерий. Такие специализированные системы проводят набор данных через "ворота", синхронизированные с электрокардиографом. В этом случае полный управляемый набор данных (например, восемь изображений за сердечный цикл) получают для каждого угла наблюдения.
Рис. 7.2. Геометрии набора данных при ОФЭКТ мозга ротационной гамма-камерой: а) вид сбоку со стороны оси ротации; б) вид сверху ( адаптировано из [1])
. Разрешение и чувствительность
В ОФЭКТ разрешение и чувствительность примерно такие же, как и в плоскостной визуализации. При использовании коллиматоров с параллельными каналами (КПК) наилучшее разрешение наблюдается на поверхности коллиматоров, поэтому в планарных исследованиях пациент размещается на расстоянии 5 – 10 см от головки. В ОФЭКТ расстояние до пациента по понятным причинам увеличивается и находится в интервале от 5 до 25 см, что естественно ухудшает разрешение. Чувствительность систем ОФЭКТ при одинаковой комбинации детектор-коллиматор тоже такая же, как и при получении плоских изображений. Преимуществом ОФЭКТ перед плоскостной визуализацией является устранение неоднозначности, связанной наложением импульсов от радиоактивности, находящейся в соседних слоях с исследуемым слоем, что увеличивает контрастность финального изображения.
В идеальном варианте было бы желательно иметь для ОФЭКТ максимальные значения чувствительности и разрешения. Однако также как и в плоском случае, повышение пространственного разрешения зачастую приводит к ухудшению чувствительности, и наоборот. Поэтому многие исследования по совершенствованию вращающихся гамма-камер направлены на поиск оптимального соотношения между пространственным разрешением и чувствительностью.
Один из путей повышения чувствительности заключается в увеличении числа детекторных головок. При сохранении значений других параметров и характеристик (т.е. полное время набора данных, разрешение, назначаемая активность, чувствительность коллиматора) полное число отсчетов, набираемое при исследовании пациента, увеличивается прямо пропорционально числу головок. Альтернативно, увеличение числа головок позволяет уменьшить время набора данных, что может иметь важное значение в отделениях ЯМ, перегруженных пациентами.
Переход на ОФЭКТ с несколькими головками усложняет проектирование, изготовление и контроль установок. У многоголовочной системы изображение, получаемое с конкретного направления одной головкой, должно точно совпадать с изображением, получаемым в том же положении другими головками. В настоящее время рынок предлагает значительное количество систем ОФЭКТ, удовлетворяющих этому требованию.
. Коллиматоры 1.3.1. Коллиматоры с параллельными каналами
Важнейшим фактором, влияющим на томографическое разрешение, является выбор коллиматора. В ОФЭКТ в настоящее время наибольшее распространение получили КПК. Среди данного вида коллиматоров более предпочтительными для ОФЭКТ оказываются КПК, которые в большей степени сохраняют пространственное разрешение при изменении расстояния до объекта. Этот вывод справедлив, даже если постоянство разрешения достигается за счет некоторой потери числа отсчетов. На рис. 7.3 показана зависимость пространственного разрешения (в виде FWHM) от расстояния до объекта для двух различных низкоэнергетических коллиматоров: ультравысокого разрешения (LEUHR) и супервысокого разрешения (LESHR). Как видно из рисунка разрешение обоих коллиматоров ухудшается с увеличением расстояния до объекта, но скорость ухудшения разрешения у коллиматора LESHR значительно меньше, чем у коллиматора LEUHR. Следовательно, с точки зрения постоянства разрешения первый коллиматор как-будто является предпочтительным для LEUHR. Однако чувствительность коллиматора LESHR значительно меньше, чем у LEUHR. Возникает вопрос: стоит ли пожертвовать частичным уменьшением числа отсчетов ради улучшения пространственного разрешения? Этот вопрос особенно актуален для систем с несколькими детекторными головками.
Рис. 7.3. Зависимость пространственного разрешения системы от расстояния до объекта для двух разных низкоэнергетических коллиматоров: ультравысокого разрешения LEUHR и супервысокого разрешения LESHR [1]
Поставленная проблема детально изучалась в работе [2]. Специалистам были показаны смоделированные томографические изображения с различным соотношением между числом отсчетов и пространственным разрешением, и их попросили выбрать те из них, которые сравнимы по качеству изображения. Исследование показало, что улучшение пространственного разрешения на 2-мм дает примерно такое же повышение качества изображения, как и увеличение числа отсчетов в четыре раза. Изображение с 6-мм разрешением и 4·105 отсчетов специалистами было приравнено по качеству изображению с 8-мм разрешением и 1,6·106 отсчетов.
В работе [3] исследовалось, сохраняется ли такое соотношение для реальных ОФЭКТ изображений, полученных на разных фантомах. Результаты показали, что 2-мм улучшение разрешения сравнимо по влиянию на качество изображения с увеличением числа отсчетов в 2,5 – 3,4 раза. Примерно такие же результаты были получены из сравнения качества клинических изображений печени и мозга, полученных с коллиматором ультравысокого разрешения и коллиматором высокого разрешения. Таким образом, из этих исследований можно сделать выводы, что: а) предпочтительными являются КПК, поддерживающие на достаточно постоянном уровне свое разрешение на глубинах до 15 см и больше; б) коллиматоры высокого разрешения являются предпочтительными перед коллиматорами высокой чувствительностью.
1.3.2. Фокусирующие коллиматоры
Идеальный коллиматор для ОФЭКТ должен поддерживать высокое пространственное разрешение с увеличением расстояния до объекта без потери в количестве отсчетов. И хотя улучшение разрешения более сильно влияет на качество изображения, чем увеличение числа отсчетов (т.е. фактически повышение чувствительности), в идеале хотелось бы иметь и то, и другое. Для достижения этой цели были созданы фокусирующие коллиматоры, которые увеличивают изображение примерно так же как конвергентные коллиматоры в плоскостной визуализации. Когда получают изображения небольших объектов с большой FOV камеры, выгодно увеличит объект до размеров, которые позволяет FOV. Такой прием улучшает чувствительность без потери в пространственном разрешении.
Коллиматоры с веерными каналами (англ. fan-beamcollimator) представляют один из подходов к фокусирующим коллиматорам для ОФЭКТ [4]. Такие коллиматоры имеют каналы, являющимися сходящиеся в направлении проекции данных на ось x, и одновременно параллельными в направлении оси y (рис. 7.4). Такое расположение каналов приводит к увеличению проекций по направлению оси x, что соответствует поперечной плоскости. Увеличение чувствительности при этом пропорционально коэффициенту увеличения. Для типового коллиматора с веерными каналами наблюдается примерно 50-процентное увеличение чувствительности по сравнению с КПК при одинаковом пространственном разрешении.
Рис. 7.4. Геометрия измерений, связанная с использованием коллиматора с веерными каналами в ОФЭКТ: А – коллиматор фокусируется в поперечном направлении; В – каналы коллиматора располагаются параллельно в аксиальном направлении [4]
Определенный интерес для ОФЭКТ представляют также коллиматоры с конусными каналами. Авторы одной из разработок таких коллиматоров [5] утверждают коллиматоры с конусными каналами (англ. cone-beamcollimator) могут повысить чувствительность в два – три раза по сравнению с КПК при одинаковом пространственном разрешении. Однако оба этих типа коллиматоров требуют разработки специального программного обеспечения, которое будет учитывать тот факт, что проектирование данных происходит под некоторым углом к поверхности детектора. Такое программное обеспечение является более сложным и существенно более медленным в работе по сравнению с программами для КПК.
Типы орбит
Ранние системы гамма-камер, используемых в ОФЭКТ производились только с круговыми орбитами, отличительная особенность которых в том, что расстояние между лицевой поверхностью камеры и осью вращения остается постоянным. Вместе с тем поперечное сечение пациентов не является кругом, поэтому при наборе данных расстояние между детектором камеры и пациентом в этом случае изменяется (рис. 7.5). Однако в предыдущих разделов было показано, что пространственное разрешение гамма-камеры ухудшается с увеличением расстояния до объекта. Чтобы преодолеть эту проблему в современных системах ОФЭКТ гамма-камеры движутся по эллиптическим орбитам. На этих орбитах поверхность коллиматора находится на минимальном расстоянии от пациента, что обеспечивает в результате более высокое пространственное разрешение томографических изображений.
Рис. 7.5. Круговая (а) и эллиптическая орбиты вращения гамма-камер в системах ОФЭКТ [1]
Корректировка ослабления
Проблема ослабления излучения при его прохождении через биологические ткани пациента достаточно подробно обсуждалась в главе 6 применительно к плоскостной визуализации. Не менее актуальна эта проблема и в ОФЭКТ. Ведь даже в случае однородной среды с однородным объемным распределением РФП излучение, выходящее из центральных областей пациента, ослабляется в большей степени, чем излучение, выходящее из периферийных областей. Неучет этого эффекта может приводить к значительным искажением исследуемого пространственного распределения РФП.
Подход к корректировке данных на ослабления излучения зависит от исследуемой области внутри пациента. Если изучаются объекты внутри живота или головного мозга, то вполне оправдано предположение об однородности среды в этих частях организма, в то же время область грудной клетки является существенно неоднородной, и такое допущение будет неправильным. Обсудим первый случай.
Рассмотрим поперечное сечение какой-то части тела, например, живота и выделим определенный пиксель. Проведем семейство лучей из этого пикселя к границам тела в выбранном сечении. Если луч проходит в среде расстояние x на пути от пикселя до границы, то ослабление на этом пути в однородной среде приближенно описывается простым экспоненциальным законом A = exp(-μx), где μ – линейный коэффициент ослабления в мягкой ткани для энергии фотонов, испускаемых р/н. Так как лучи в выбранный пиксель приходят с разных направлений, то средняя величина фактора ослабления будет равна
 (7.1)
где n – количество лучей в выбранном семействе; xi – расстояние, проходимое i-лучом в мягкой ткани.
Рис. 7.6. Иллюстрации определения корректирующей поправки на однородное и неоднородное ослабление излучения: А – трансмиссионный скан через живот пациента; В – трансмиссионный скан через грудной отдел пациента (адаптировано из [1])
Поправочный фактор CF, на который надо помножить число отсчетов, накопленных в рассматриваемом пикселе, равно обратной величине  , т.е.
 (7.2)
Поправочный фактор необходимо вычисляется для каждого пикселя, входящего в изображение. В результате генерируется матрица поправочных факторов, на которую множится реконструированное изображение. Данный метод учета ослабления был предложен в работе [6] и показал неплохие результаты. Однако при таком подходе не учитывается рассеяния излучения. Этот вопрос достаточно сложен. Одно из простых решений заключается в уменьшении μ. Так например, для фотонов 99mTc в мягкой ткани μ = 0,15 см-1, а чтобы компенсировать уменьшение ослабления за счет рассеяния, на практике приближенно берут для μ значение 0,11 или 0,12 см-1.
Для негомогенных областей пациента закон ослабления излучения вдоль конкретного луча усложняется и принимает вид
 (7.3)
где Δx – размер пикселя вдоль луча; μj – линейный коэффициент ослабления фотонов в материале, связанном с позицией j-пикселя вдоль луча.
Для проведения расчетов по формуле (7.3) необходимо иметь информацию о внутренней структуре рассматриваемого среза (скана). Такие данные получают из трансмиссионных срезов, используя внешние радиоактивные источники. Ряд производителей оборудования разработал свои подходы к решению этой задачи [7]. В некоторых случаях применяется сканирование коллимированным источником, в других используется несколько линейных источников.
В последние годы все шире применяются гибридные ОФЭКТ/КТ устройства, которые выполняют измерение трансмиссионного скана для определения поправки на ослабление в негомогенных областях.
|
Скачать 9.62 Mb.