4 курс / Лучевая диагностика / Физика_ядерной_медицины_Часть_2_Климанов_В_А_,_Беляев_В_Н_

Предисловие

Настоящее учебное пособие является второй частью полного учебного пособия по физике ядерной медицины. Основу этой части пособия составляют вопросы, связанные с позитронно-эмиссион- ной томографией (ПЭТ) и реконструкцией изображений на основе измерений ПЭТ-сканером событий аннигиляции позитронов, испускаемых радионуклидами (р/н), входящими в состав радиофармпрепаратов (РФП). Это направление ядерной медицины в последние годы развивается особенно быстрыми темпами не только потому, что позволяет получать более качественные изображения, чем конвенциальная однофотонная визуализация (планарная и однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ)), но также потому, что ПЭТ принципиально изменила роль и статус ядерной медицины во всей системе здравоохранения и особенно в онкологии и кардиологии. Сегодня ПЭТ представляет мощную технологию визуализации метаболических процессов в организме, использующую возможно лучший радиофармацевтический препарат из когда-либо имевшихся – [18F]-флюородеоксиглюкоза (FDG). Клиническая практика показывает, что после прохождения ПЭТисследований у очень значительной части пациентов (от 25 до 40 %) изменяются или очень существенно уточняются диагноз заболевания и последующая методика лечения.

В первой главе этой части пособия описываются общие принципы и приборная реализация ПЭТ-сканеров, рассматриваются различные виды детекторов, применяемые в ПЭТ, и технические характеристики, влияющие на качество изображений. Подробно обсуждаются вопросы введения поправок в ПЭТ-данные.

Вторая глава посвящена проблеме реконструкции (восстановления) изображений из первичных экспериментальных данных, получаемых при ПЭТ-обследовании пациентов. В главе рассматриваются особенности сбора данных для 2-мерной и 3-мерной визуализации, детерминистская и стохастическая модели визуализации. Особое внимание уделяется различным аналитическим и итеративным алгоритмам реконструкции.

Процедуры визуализации в ядерной медицине принципиально отличаются от традиционной трансмиссионной рентгенологической визуализации. В то время как рентгенологические исследова-

11

ния раскрывают анатомические подробности, процедуры ЯМ дают информацию, касающуюся того, как тело индивидуума функционирует на физиологическом, фармакологическом и биохимическом уровнях. Однако для получения такой информации из первичных ПЭТ-данных, состоящих из 3-мерных изображений региональной концетрации радиофармпрепаратов (РФП), требуется подключение методов моделирования кинетики и многокамерного анализа. Анализ этой проблемы проводится в третьей главе.

Отличительная особенность ядерной медицины заключается во введении внутрь организма пациентов радиофармпрепаратов или радиотрасеров в некапсулированном виде, испускающих ионизирующее излучение внутри тела человека. Вопросы распределения поглощенных доз при внутреннем облучении относятся к компетенции специального направления радиационной дозиметрии, называемого внутренней дозиметрией. Поэтому во вторую часть пособия (глава 4) включен материал, раскрывающий основные концепции и расчетные, и экспериментальные методы этого направления прикладной науки.

Современная ядерная медицина включает два основных направления: диагностическое и терапевтическое. Последнее принято называть радионуклидной терапией (РНТ). Оно заключается в лечебном воздействии на организм пациента с помощью введения в него внутривенно или прицельно в патологический очаг терапевтического РФП. Это направление ЯМ в последнее время получило мощный импульс в развитии, связанный с разработкой методов прицельной РНТ и синтезом соответствующих молекул-носителей, обеспечивающих селективное накопление РФП в специфических позициях в опухолевых тканях. Пятая глава настоящего пособия посвящена описанию применению терапевтической ядерной медицины в онкологии.

Как известно, ионизирующее излучение при определенных уровнях воздействия может отрицательно отражаться на здоровье индивидуума. Так как ионизирующее излучение выступает главным средством в ЯМ для диагностики и терапии болезней человека, то вопросы радиационной безопасности пациентов и персонала имеют первостепенное значение в этом разделе медицины. В шестой главе пособия подробно рассматриваются различные аспекты проблемы радиационной безопасности при клиническом примене-

12

нии процедур ЯМ, включая нормирование на основе концепции приемлемого риска и фонового облучения человека, принципы обеспечения радиационной безопасности применительно к ЯМ, а также сбор и хранение радиоактивных отходов.

Вконце каждой главы приводится список контрольных вопросов и литературных первоисточников, часть материала сопровождается конкретными, в том числе и численными примерами. Наиболее важные главы завершаются обсуждением актуальных проблем, не решенных в рассматриваемой области. Главы 1 и 2 части 2 пособия подготовлены авторами совместно, остальные главы подготовлены В.А. Климановым.

Содержание пособия соответствует программе дисциплины "Ядерная медицина", и предназначено для студентов технических вузов, обучающиеся в специалитете по специальностям "Медицинская физика" и "Радиационная безопасность человека и окружающей среды" (специализация "Медицинская радиационная физика")

ипо уровневой схеме обучения бакалавр-магистр в рамках направления "Медицинская физика". Пособие будет также полезным для аспирантов и научных работников, работающих в области ядерной медицины, и для студентов и выпускников медицинских вузов, решивших специализироваться в области радионуклидной диагностики или радионуклидной терапии.

Взаключении авторы выражает глубокую благодарность кандидатам физико-математических наук Петрову Д.Э и Моисееву А.Н. за неоценимую помощь в подготовке материалов для этого пособия.

13

Глава 1. Позитронно-эмиссионная томография

1. Общее рассмотрение

Позитронно-эмиссионная томография (ПЭТ) является неинвазимной ядерной технологией визуализации, которая включает назначение пациенту радиофармпрепарата (РФП), меченого испускающим позитроны радионуклидом (р/н), и последующую визуализацию распределения и кинетики этого радиоактивного вещества в организме пациента. ПЭТ основана на детектировании временного совпадения двух 511-кэВ фотонов, образующихся при аннигиляции позитрона и разлетающихся в противоположных направлениях. Временное совпадение фотонов в пределах выделенного интервала, называемого "временное окно совпадения", регистрируется специальной электроникой томографа. Преобразование в детекторе 511-кэВ фотонов в световые фотоны, формирование электронного импульса в фотоумножителе (ФЭУ) и анализ амплитудного распределения импульсов происходят по тем же законам, что и в традиционных гамма-камерах. Так как направления разлетающихся в противоположные стороны аннигиляционных фотонов находятся на прямой линии, то для ограничения поля видимости системы дополнительная коллимация, вообще говоря, не требуется. Такой способ выделения поля обзора называют "электронной коллимацией".

В настоящее время ПЭТ часто комбинируется в одно устройство с компьютерным рентгеновским томографом (КТ). Такая система (ПЭТ/КТ) представляет собой принципиально новую модальность визуализации. В ней объединяются в единое целое гантри обоих модальностей, что позволяет осуществлять линейное перемещение пациента из одной установки в другую. Сбор данных происходит в близкой временной последовательности и совместной регистрации. Мотивация такого подхода происходит из необходимости идентификации областей повышенного поглощения радиотрассера по отношению к индивидуальной анатомии пациента. ПЭТ-сканирование выявляет по увеличенному усвоению РФП

14

только ненормальность функций тканей, но не дает адекватный "портрет" лежащей в основе тканевой морфологии.

До создания системы ПЭТ/КТ изображения от каждой модальности измерялись отдельно и, как правило, с существенным временным интервалом между ними. КТ изображения обычно импортировались в ПЭТ-систему, где специальное программное обеспечение производило объединение (англ. fusion) изображений. Различия в ориентации и укладке пациента между модальностями, внутреннее перемещение органов, активность пищеварительного тракта, изменение размеров опухолей и др. ограничивали полезность ПЭТ-метода диагностики. ПЭТ/КТ визуализация стала первой новой модальностью, которая реально и повторяемо комбинирует функциональную и анатомическую визуализацию.

2. Позитронный распад

Несмотря на название, ПЭТ сканирование заключается не в детектировании позитронов, а в измерении аннигиляционных фотонов, образующихся при аннигиляции позитронов. Процесс ПЭТ визуализации начинается с инъекции пациенту РФП, меченого р/н, испускающим позитроны. Позитроны образуются в процессе распада нейтронно-дефицитных ядер. Эти легкие положительно заряженные частицы, проходя в ткани относительно небольшие расстояния, теряют свою кинетическую энергию на кулоновское взаимодействие с атомами. Когда в конце пробега энергия позитрона достигает уровня тепловой энергии, то подобно атому водорода он образуют орбитальную пару со свободным электроном среды, которая называется позитронием. Позитроний нестабилен и, в итоге, распадается в результате аннигиляции на два фотона с противоположными направлениями движения и с энергией 0,511 МэВ. При этом часть (менее 2 %) позитронов аннигилирует без образования позитрония. На рис. 1.1 показаны схемы позитронного распада для нескольких наиболее часто применяемых в ПЭТ р/н. В каждом случае ядро содержит слишком много протонов, что делает его нестабильным. Если энергия распада ядра превышает 1,022 МэВ, что эквивалентно двум массам покоя электрона, то появляется возможность распада ядра с испусканием позитрона. Образова-

15

ние позитрона происходит в результате следующего ядерного превращения:

где p – протон внутри нестабильного ядра; n – нейтрон; ν – нейтрино.

Позитрон и нейтрино покидают ядро, разделяя с ядром отдачи кинетическую энергию процесса:

где ET – полная кинетическая энергия распада; Eν – энергия нейтрино; Eβ+, EN – кинетические энергии позитрона и ядра отдачи, соответственно.

Рис. 1.1. Схема позитронного распада четырех радионуклидов, наиболее часто используемых в ПЭТ

Кинетическая энергия позитрона может принимать значения между Emax и нулем при средней энергии, равной одной трети от Emax. В табл. 1.1 приводятся характеристики р/н, наиболее употребительных в ПЭТ. Если кинетическая энергия позитрона при аннигиляции близка к нулю (точнее к энергии теплового движения окружающих атомов), то два 511-кэВ аннигиляционных фотона разлетаются изотропно строго под углом 180о по отношению друг к другу. В противном случае отклонение от коллинеарности составляет примерно 0,23о [1], что при 80-см диаметре кольца ПЭТ при-

16

водит к потере в разрешении ~ 1,7 мм. Энергия аннигиляционных фотонов во всех случаях равна 511 кэВ.

Вероятность выхода β+-частиц за пределы тела пациента с энергией, достаточной для их регистрации внешними детекторами, очень мала. Следовательно, аннигиляция позитронов внутри тела обеспечивает только механизм для наружного детектирования концентрации радиоактивных изотопов углерода, азота, кислорода и фтора. Отметим, что связи атома фтора в молекулах подобны связям водорода. Детектирование биомолекул, меченных позитронными излучателями, предоставляет уникальную возможность для прослеживания фармакодинамики естественных веществ в организме.

Таблица 1.1

Характеристики радионуклидов, наиболее часто используемых в ПЭТ [2]

Упрощенная блок-схема позитронно-эмиссионного сканера представлена на рис. 1.2. Рассмотрим подробнее отдельные ее части.

3.1.Детекторы для ПЭТ

Впервых ПЭТ-сканерах в качестве детектора γ-излучения использовался NaI(Tl), однако в настоящее время из-за недостаточно

17

высокого коэффициента ослабления аннигиляционных фотонов и длительного времени высвечивания он применяется только в сканере C-PET, выпускаемого фирмой "Филипс". В большинстве других коммерческих ПЭТ-сканерах используются кристаллы BGO и LSO. Их физические характеристики представлены в табл. 2.1 (часть 1). Эти кристаллы не гигроскопичны, и поэтому им не требуется герметичная упаковка. Оба детектора имеют высокие плотность и коэффициент линейного ослабления, но LSO обладает более коротким временем высвечивания (40 нс), чем BGO (300 нс) и более высоким выходом световых фотонов на единицу поглощенной энергии (29 фотонов против 6). Поэтому кристаллы LSO в настоящее время являются предпочтительными для использования в ПЭТ.

Рис. 1.2. Упрощенная блок-схема позитронно-эмиссионного сканера

Однако энергетическое разрешение у кристалла LSO хуже, чем у BGO. Кроме того, он содержат природный радиоактивный изотоп 176Lu в количестве 2,6 % с периодом полураспада 3,6×1010 лет [1]. Этот р/н при распаде испускает β- -частицы и фотоны с энергиями от 88 до 400 кэВ. Вместе с тем, уровень активности в кристалле достаточно низкий для того, чтобы его игнорировать.

Некоторые производители используют в ПЭТ-сканерах сцинтиллятор GSO, несмотря на его низкий световой выход и меньшую тормозную способность, чем у LSO. Эти кристаллы достаточно хрупкие, и поэтому требуют большой осторожности при их изго-

18

товлении. Сцинтиллятор BaF2 обладает самым коротким временем высвечивания и применяются в основном в ПЭТ-сканерах по времени пролета. Такие сканеры в клиниках применяются относительно редко.

В современных ПЭТ-сканерах используются блочные детекторы, в которых небольшие детекторы образуются с помощью частичной прорезки блока детектирующего кристалла. Каждый блочный детектор сочленяется с двумя или четырьмя ФЭУ. Устройство такого детектора схематически показано на рис. 1.3.

Рис. 1.3. Схематическое изображение блочного детектора, сегментированного на 8×8 элементов, и сочлененного с четырьмя ФЭУ (A, B, C, D) [2]

Типичный блочный детектор. имеет толщину 3 см и прорезается частичными распилами на 6×8, 7×8 или 8×8 элементов. Полное кольцо массива детекторов образует круговую или гексагональную форму. Различные варианты конфигурации детекторов, принятые разными производителями, показаны на рис. 1.4. ПЭТ-сканер ECAT ACCEL фирмы "Сименс" имеет 18 колец с 64 блоками, которые образуют 9216 детекторов LSO, сочленяемых с 576 ФЭУ. ПЭТсканер ADVANCE Nxi фирмы "Дженерал Электрик" состоит из 18 колец с общим количеством 12096 детекторов DGO, сопряженных с 672 ФЭУ. При использовании частичных кольцевых конфигураций блоки могут вращаться вокруг пациента для получения 360о набора данных.

19

Рис. 1.4. Различные конфигурации детекторов ПЭТ-сканеров: A –полный круг; B – частичный круг с 15о угловыми промежутками между двумя блоками детекторов;

С– непрерывная конфигурация детекторов, использующая изогнутые пластины NaI(Tl); D – гексагональная конфигурация квадрантных плоских панелей

детекторов

3.2. Детектирование совпадений

Почти одновременную регистрацию двух коллинеарных 511кэВ фотонов, образующихся при аннигиляции позитрона, называют детектированием совпадений. Она является фундаментом ПЭТсканеров. Упрощенная схема электроники ПЭТ-сканера была показана на рис.1.2.

Детекторы, состоящие из сцинтиляционных материалов, сочленяются с ФЭУ или лавинными фотодиодами, или другими устройствами, которые создают электрические импульсы с амплитудой, пропорциональной поглощенной энергии фотонов. Результирующие сигналы от ФЭУ усиливаются в 10 – 100 раз и поступают в одноканальные анализаторы, которые отбирают импульсы с амплитудами, находящимися в установленном окне, и на выходе создают импульсы определенной формы и длительности. Это делается для отсечки событий, связанных с комптоновским рассеянием фотонов, при котором поглощаемая энергия меньше 511 кэВ. В типичном варианте ±25-процентное энергетическое окно центриру-

20