Рис.1 Радионуклиды – позитронные излучатели, используемые в ПЭТ, и максимальные пробеги испускаемых ими позитронов в биологической ткани (Чем выше пробег, тем хуже пространственное разрешение метода, но тем выше глубина диагностики).Содержание.
КОМПЬЮТЕРНАЯ ОБРАБОТКА РЕЗУЛЬТАТОВ
3.1 Программное обеспечение сбора данных и передача информации
3.2 Аппаратные артефакты
3.3 Артефакты сбора данных
3.4 Ошибки обработчика
3.5 Пакеты прикладных программ
В 1931 году Ворбург обнаружил, что злокачественные опухоли отличаются повышенным уровнем потребления глюкозы. В 1977 году Соколов предложил измерять локальный уровень метаболического потребления глюкозы в мозгу крыс с помощью дезоксиглюкозы меченой радиоактивным изотопом углерода. Фелпс в 1979 году предложил измерять тот же параметр у людей с помощью дезоксиглюкозы меченой радиоактивным изотопом фтора 18F (фтородезоксиглюкозы). Фтородезоксиглюкоза (ФДГ) является аналогом глюкозы на нескольких этапах ее метаболизма, но, в отличие от глюкозы, метаболизм ФДГ прекращается преждевременно и ее продукт накапливается в тканях. Радиоактивный 18F (T = 109 мин) распадается, испуская позитрон, b+. Эти работы и заложили основы позитронной эмиссионной томографии.
Позитроны (b+) - положительно заряженные электроны. Они излучаются из ядра некоторых радиоизотопов, являющихся нестабильными, так как те имеют избыточное число протонов и несут положительный заряд. Некоторые наиболее известные излучатели позитронов представлены на рис.1 (на нем же даны энергии позитронов и максимальное расстояние, которое способен преодолеть позитрон в биологической ткани, пробег).
Рис.1 Радионуклиды – позитронные излучатели, используемые в ПЭТ, и максимальные пробеги испускаемых ими позитронов в биологической ткани (Чем выше пробег, тем хуже пространственное разрешение метода, но тем выше глубина диагностики).
Позитронная эмиссия стабилизирует ядро за счет устранения положительного заряда путем превращения протона в нейтрон. За счет этого, один элемент превращается в другой, атомное число последнего на единицу меньше, чем у исходного. Для изотопов, использующихся при позитронно-эмиссионной томографии, элемент, образующий в результате позитронного распада является стабильным (не радиоактивным). Все радиоизотопы, использующиеся в ПЭТ распадаются путем позитронной эмиссии. Позитрон (b+), испущенный распадающимся ядром, проходит короткое расстояние прежде чем столкнуться с электроном близлежащего атома.
Позитрон соединяется с электроном близлежащего атома образуя атом позитрония (В зависимости от взаимного расположения спинов электрона и позитрона возникают атомы орто- или парапозитрония. Они живут разное время, но для целей ПЭТ это не существенно, т.к. распадаются «практически мгновенно»). При распаде атома позитрония электрон и позитрон аннигилируют, преобразуя свою массу два гамма-кванта с энергией 511 КэВ направленных почти на 180 градусов (противоположно) друг от друга. Данные фотоны с легкостью выходят за пределы тела в котором находятся и могут регистрироваться внешними детекторами. Регистрируемые противоположно направленные гамма-лучи, возникающие в результате раздробления позитрония называются линией совпадения (каждая линия регистрирует именно те два гамма-кванта, которые участвовали в акте аннигиляции). Линии совпадения используются в схеме регистрации для формирования томографических изображений на позитронном томографе. Эти данные реконструируются с тем, чтобы получить карту интенсивности радиоактивного распада внутри объекта (реконструкция пространственного распределения молекулярного зонда). Полученные изображения анализируются специальными методами с целью выявления аномалий в интенсивности радиационного поля. Области повышенной (или пониженной) концентрации позитронного молекулярного зонда свидетельствуют о ненормальном функционировании органа.
Рис. 2. Аннигиляция позитрон-электронной пары в диагностической установке ПЭТ.
В процессе ПЭТ-исследования позитрон-эмиттирующий радиоизотоп вводится пациенту внутривенно или путем ингаляции. После этого, изотоп циркулирует в кровяном русле и достигает, например ткани головного мозга или сердечной мышцы. Как только происходит аннигиляция, томограф регистрирует локализацию изотопа и вычисляет его концентрацию. Линия, которая возникает после аннигиляции отражает собой эмиссию двух гамма-лучей, с энергией 511 кэВ направленных приблизительно на 180 градусов (противоположно) друг по отношению к другу. Работа томографа заключается в том, чтобы регистрировать эти лучи, означающие, что позитронная аннигиляция произошла где-то на данной линии совпадения.
Когда гамма-лучи с энергией 511 кэВ взаимодействуют с кристаллами сцинтиллятора сделанными например из германата висмута они преобразуются в фотоны света. На Рис.5, 6 в схематической форме показано преобразование электронными устройствами томографа фотонов света в электрические сигналы. Процессы конвертации и регистрация происходят практически мгновенно друг за другом, для того чтобы можно было сравнивать события сцинтилляции с противоположных детекторов (вдоль большого количества линий совпадений).
Рис. 3. Схема регистрации двух противоположно направленных гамма-квантов, одновременно возникших в одной точке пространства.
Пространственное и временное распределение эмитирующего позитрон радиоизотопа зависит от того как сканируемый орган реагирует на него биохимически и физиологически. В данном случае отображаются события позитронной аннигиляции и происходящие следствие этого эмиссии гамма-лучей.
Рис. 4. Кольцеобразное расположение детекторов вокруг анализируемого объекта.
Детекторы кольцеобразно располагаются вокруг исследуемого объект. На рис.4 кольцо, состоящее из квадратов представляет собой кольцо детекторов позитронно-эмиссионного томографа. Томограф быть оборудован пятнадцатью (а то и больше) такими кольцами для одновременной томографии нескольких поперечных срезов.
Рис. 5. Регистрация совпадений на расходящемся пучке.
Каждый детектор может работать режиме регистрации совпадений со множеством расположенных напротив детекторов. Таким образом, существует возможность определения совпадений на нескольких углах (расходящийся пучок). Также, при любом заданном угле, может быть определено множество выборок, что приводит к увеличению "линейной выборки". Это все вносит вклад в качество изображений на выходе.
Рис. 6. Линейная выборка в схеме совпадений.
Приведенные выше рисунки относятся к случаю отсутствия объекта исследования. При наличии объекта исследования гетерогенной структуры с неоднородным распределением источника позитронного излучения детекторы регистрируют радиационное поле, интенсивность которого изменяется в пространстве и/или времени.
Программное обеспечение томографа получает данные о событиях совпадения, зарегистрированных в угловых и линейных положениях, воссоздает пространственно- временную конфигурацию интенсивности гамма-поля (точнее – дозового поля) вокруг исследуемого объекта, и выдает информацию в виде изображений (одного или нескольких, снятых в последовательные моменты времени).
Рис. 7. Реконструкция объекта исследования в плоскости сканирования (одно кольцо).
Компьютер решает обратную задачу – переход от пространственного распределения интенсивности (скорости счета детекторов) гамма-поля к пространственному распределению источников излучения – молекул меченого радионуклидом зонда (сначала – в плоскости сканирования, а затем – во всем пространстве (по данным всех пятнадцати колец). При наличии центров повышенной абсорбции зонда (очагов поражения) осуществляется локализация таких центров (находятся все три пространственные координаты очагов), рассчитываются его размеры и форма и находится концентрация зонда в очаге (в динамических вариантах выдается зависимость количества зонда в очаге от времени). При наличии нескольких близкорасположенных очагов, заслоняющих друг друга, предпринимаются специальные меры по улучшения пространственного разрешения методики.
В ПЭТ используются соединения, меченые 11С, Т = 20,4 мин.; 13N, T = 10,0 мин.; 15O, T = 2,1 мин.; 18F, T = 109 мин.; 82Rb, T = 1,25 мин. Все они короткоживущие и синтез на их основе меченых веществ представляет собой сложную задачу. Ввиду того, что радионуклид 18F - один из наиболее удобных для клинического использования, то на его основе синтезируется самый обширный класс фармпрепаратов для ПЭТ, среди которых - самое используемое соединение.
Позитронно-эмиссионная томография (сокращенно ПЭТ) расширила наше понимание биохимических основ нормальной и патологической работы систем внутри организма и позволила проводить биохимические исследования пациентам одновременно с их лечением.
Возможности позитронно-эмиссионной томографии велики, так как:
В основе функционирования тканей лежат химические процессы.
Заболевания являются результатами нарушений в химических системах организма, которые вызываются вирусами, бактериями, генетическими нарушениями, лекарственными препаратами, факторами окружающей среды, старением и поведением.
Наиболее избирательной, специфичной и подходящей является терапия, выбранная на основании данных исследования нарушений химических процессов, лежащих в основе заболеваний.
Детекция химических нарушений обеспечивает наиболее раннюю диагностику заболеваний, даже на досимптомных стадиях, еще до того, как израсходованы химические резервы или истощены компенсаторные механизмы головного мозга.
Оценка возможности восстановления химической функции позволяет объективно определять эффективность терапевтических вмешательств для каждого конкретного пациента.
Лучшим способом диагностики нормальности ткани является определение ее биохимических функций.
Ниже приведено несколько слайдов, иллюстрирующих проблему реконструкции изображения в позитронной томографии.
Визуализирующего метод нашел применение в исследовании многих биохимических процессов. Так как в большинстве случаев локализация и протяженность патологического процесса неизвестна, использование эффективного метода диагностики во всем организме является первостепенной задачей. Визуализация является чрезвычайно эффективным методом для решения этой задачи, так как данные представляются в виде изображений, а именно зрение является наиболее эффективной системой восприятия человека для поиска, определения и описания. Узнавание зависит от типа информации, представленной на изображении; как в плане определения, что оно означает, так и в плане какова его чувствительность для идентификация наличия патологического процесса.
ПЭТ предоставляет возможность визуализировать ход биологических процессов «in vivo». Визуализация реализуется путем интеграции двух методик: анализа кинетики метки и компьютерной томографии. Анализ кинетики метки включает в себя применение меченых радиоактивными изотопами биологически активных веществ (что и является меткой) и математических моделей, описывающих кинетику метки, при ее вовлечении в биологический процесс. Измерение концентрации метки в ткани, необходимое для математической модели производится ПЭТ сканером. Результатом является трехмерное изображение анатомического распределения исследуемого биологического процесса.
Меченые радиоизотопами метки и метод анализа кинетики метки используются в для количественной оценки таких процессов как кровоток, мембранный транспорт, метаболизм, синтез, лиганд-рецепторные взаимодействия, для картирования аксональных зон проецирования антероградной и ретроградной диффузией, регистрации моментов клеточного деления, маркерного анализа с использованием метода рекомбинантной ДНК, радиоиммунного анализа, исследования взаимодействия препаратов с химическими системами организма. Методика использования меток продолжает оставаться одной из самых чувствительных и широко используемых для анализа состояния биологических систем. Позитронно-эмиссионная томография позволяет проводить данное исследование на живых организмах, в частности на человеке. ПЭТ связывает воедино точные и клинические науки благодаря общности методов и решаемых задач.
Перенос методов меченых радиоизотопами веществ к использованию на человеке при помощи ПЭТ стал возможным благодаря уникальному классу радиоизотопов, используемых в позитронно-эмиссионной томографии для мечения веществ: 11C, 13N, 15О и 18F. Эти изотопы являются единственными формами естественных элементов (18F используется как замена водорода) которые излучают радиацию, способную проходить сквозь тело и быть зарегистрованной за его пределами. Естественные вещества, аналоги веществ и препараты могут быть помечены этими радиоизотопами, при этом их химические или биологические свойства не изменяться. Это позволяет полноценно использовать методы анализа кинетики меток из базисных биологических наук применительно к человеку. При этом необходимы возможности количественных измерений позитронно-эмиссионных томографов.
Помимо человека внешний сканер может быть использован для изучения мозга мелких животных. Как известно, многие болезни человека исследуются на подопытных животных. Поэтому значительное внимание уделяется проблеме использования методов лучевой диагностики в биологической практике. С этой целью разработан миниатюрный сканер, предназначенный для изучения процессов, происходящих в мозге мелких животных, таких, как мыши, например. Характерно, что это устройство не требует ввода каких-либо электродов и других деталей в череп. При этом прибор достаточно чувствителен, чтобы обнаружить малейшие изменения в обмене веществ в мозге. Генетически изменённые мыши используются для изучения таких нейрологических заболеваний, как синдромы Паркинсона или Альцгеймера. Ранее для того, чтобы исследовать изменения в мозге, вызванные этими недугами, подопытных мышей приходилось убивать и вскрывать. Позитронная томография (Positron Emission Tomography) позволит обходиться без этого.
Многослойный компьютерный томограф нового поколения Mx8000 - одна из наиболее совершенных в мире визуализирующих систем.
Mx8000 (модель Quad) дает возможность сканировать до восьми слоев в секунду и получать изображения с ультравысоким разрешением. Благодаря новейшим технологиям
Mx8000 позволяет рутинно проводить уникальные исследования: компьютерной томографии (КТ) сердца, функциональную КТ, низкодозовый скрининг, КТ ангиографию, субмиллиметровое изотропное сканирование (0,5 мм) и виртуальную эндоскопию.
Mx8000 также предлагается в модификации Dual - двухслойный КТ сканнер, который может быть усовершенствован до четырехслойного Quad, т.к. базируется на той же платформе.
Компактный спиральный компьютерный томограф SeleCT SP (экономкласс). Для SeleCT SP характерно оптимальное соотношение времени сканирования и мощности генератора при высокой эффективности детектирования. Это обеспечивает высокое качество изображения при минимальной лучевой нагрузке на пациента.
Мультимодальная визуализирующая рабочая станция MxView (Silicon Graphics) для обработки изображений в стандарте DICOM 3.0 позволяет обеспечивать высокое качество получаемых изображений, большие возможности математической обработки и взаимодействие с другими DICOM совместимыми диагностическими системами в локальных и глобальных компьютерных сетях.
AXIS - универсальная двухдетекторная гамма-камера с изменяемой геометрией, позволяющая выполнять все типы радионуклидных исследований: сканирование всего тела, планарную и ОФЭКТ визуализацию, а также ПЭТ. AXIS является единственной в мире двухдетекторной гамма-камерой, которую можно усовершенствовать до трехдетекторной.
IRIX - единственная в мире трехдетекторная гамма-камера с большим полем обзора и с изменяемой геометрией детекторов.
IRIX - полностью универсальная система для проведения всех типов радионуклидных исследований. Благодаря трем детекторам IRIX обеспечивает на сегодня самую высокопроизводительную ОФЭКТ в мире, а изменяемая геометрия детекторов позволяет выполнять планарную и
gPETAZ визуализацию, а также ОФЭКТ для кардиологических исследований.
Коротко остановимся на требованиях, предъявляемым к клиническим ПЭТ.
Использование ПЭТ в клинике накладывает требования на характеристики и производительность аппаратного обеспечения, компьютерного оборудования и программного обеспечения цифровой обработки, которые отличаются от таковых у систем, используемых в исследовательской деятельности. Разрешающая способность позитронно-эмиссионного томографа должна быть сбалансирована приемлемым уровнем шума на изображениях и достаточно высокой пропускной способностью системы. Для большинства используемых сегодня ПЭТ систем приемлемым является внутреннее разрешение равное приблизительно 6 мм по всем пространственным направлениям. При таком разрешении после реконструкции могут быть получены высококачественные изображения с конечным разрешением в 8-10 мм. Такие системы имеют показатель расстояния дискретизации равный 3 мм по всем пространственным направлениям. Относительно однородное разрешение и дискретизация делает их пригодными к проведению настоящей трехмерной визуализации. Это имеет большое значение, к примеру, при проведении кардиоисследований, где существует необходимость реориентировать данные вдоль длинной оси.
Позитронно-эмиссионный томограф должен позволять проводить исследования не только одного органа или анатомической области, как, например, головной мозг или сердце, но и любых по протяженности анатомических областей, включая исследования всего тела. Большинство позитронно-эмиссионных томографов на сегодняшний день являются томографами, позволяющими проводить такие исследования, к примеру, поле обзора таких систем равно 60 см. Такое поле обзора позволяет проводить исследования практически любым пациентам. Аксиальное поле обзора большинства современных позитронно-эмиссионных томографов ограничивается приблизительно 10 см. Такое, относительно небольшое аксиальное поле обзора накладывает некоторые ограничения на определенные визуализирующие исследования, которые могут проводиться в клинике. Это также требует более точной укладки пациента по сравнению с другими исследованиями в ядерной медицине. Для систем, используемых для клинических исследований желательно расширить аксиальное поле обзора до 15 - 20 см. Это позволит, к примеру, проводить визуализацию всего головного мозга или всего сердца в одном кадре и повысит эффективность при исследованиях всего тела. Однако, из-за того, что детекторы вносят существенный вклад в стоимость томографа, возникает вопрос о предельной приемлемой стоимости позитронно-эмиссионного томографа.
Убирающееся кольцо (стержневых источников) источников позволяет снижать лучевую нагрузку на персонал путем уменьшения времени, когда источник открыт.
Хотя убирающиеся перегородки не являются обязательными для клинических томографов, их наличие улучшает эффективность позитронно-эмиссионного томографа за счет сбор информации с большего числа плоскостей совпадений. Однако, из-за жестких требований к времени обработки, данная технология еще далека от совершенства.
Современные позитронно-эмиссионные томографы имеют до 16 плоскостей колец, что обеспечивает суммарно 31 поперечную плоскость. Разрешение составляет приблизительно 5 мм по всем направлениям. С дискретизацией равной 3 мм можно проводить исследования без каких-либо изменений положений детекторов.
Клинический позитронно-эмиссионный томограф должен поддерживать широкий диапазон скоростей счета без существенных потерь в разрешающей способности и линейности. В большинстве клинических исследований, таких как например, ФДГ-исследование головного мозга или исследования жизнеспособности миокарда с использованием ФДГ или NH3, вводимая активность не требует скоростей счета близких к пределу сканера. В исследованиях с высокими скоростями счета, такими как например, кардиоисследования с 82Rb, вводимая активность может требовать высоких скоростей счета, что приводит к существенным простоям аппаратуры. Большинство систем имеют встроенную систему коррекции простоя, таким образом обеспечивая линейную реакцию на вводимую активность. Однако, при таких высоких скоростях счета могут происходить потери в разрешении из-за наложения событий.
Обычно в клинической практике используется ограниченный набор хорошо отработанных протоколов. Поэтому, желательно, чтобы процедуры автоматической настройки сканера для сбора и последующей обработки информации были включены в стандартные протоколы. Использование предустановленных процедур настройки позволяет начинать исследование быстрее. Оператору не приходится вводить вручную большое число параметров, таких как например время сканирования, количество срезов, параметры реконструкции и постобработки. Также, при использовании предустановленных протоколов, система менее подвержена сбоям из-за опечаток оператора. Однако при формировании этих предустановленных изначально протоколов, остается важным иметь некую гибкость в изменении параметров при необходимости (к примеру, времени исследования или параметров реконструкции).
Важным аспектом клинической позитронно-эмиссионной томографии (чем зачастую пренебрегают) является необходимость быстром и эффективном программном и аппаратном обеспечении, отвечающим за цифровую обработку. После завершения сбора информации, программное обеспечение должно позволять формировать предварительные изображения перед тем как пациент уйдет. Конечные изображения при стандартных исследованиях должны быть готовы в течение одного часа после окончания исследования. Это подразумевая максимальную автоматизацию программного обеспечения и минимальное участие оператора в процессе. Так как в клинических ПЭТ центрах проходят исследования 8-10 пациентов в день, то маловероятно, что на компьютере, отвечающем за сбор информации, оставалось время на обработку уже проведенных исследований. Для того, чтобы были обработаны все данные, необходима дополнительная мощность в обработке, реализуемая путем установки дополнительной рабочей станции или станций. Это в свою очередь подразумевает, что компьютеры будут объединены в единую сеть для обмена информацией между станциями сбора и обработки.
Рис.8. Сеть отделения ядерной медицины data flow & archiving - потоки данных и система архивации acquisition - сбор данных archive fileserver - файл-сервер архива optical jukebox - архив на оптических дисках 4 mm tape - стриммерная кассета 4 мм archive – архив арplications – приложения analysis - анализ
На приложенной схеме отражена типичная для отделения ядерной медицины компьютерная сеть. Передача информации в основном происходит от сбора к системе архивирования и, в конечном счете, к месту анализа изображений. При стандартном ПЭТ-исследовании, например, статическом исследовании головного мозга с ФДГ в результате (15 изображений), общий объем в результате исследования равен приблизительно 24 Мб (включая изображения с коррекцией ослабления, нормализацией и эмиссионные данные). Из всего объема данных конечные изображения (например, реконструированные) занимают только 0,5 Мб. При клинических исследованиях маловероятно, что сырые исходные данные будут повторно обработаны уже после того как сформированы конечные изображения. Однако, изображения зачастую извлекаются, чаще всего для сравнения данных, полученных при повторном сканировании одного пациента. Поэтому важно сохранять только изображения в такой форме, чтобы потом можно было за несколько минут извлечь их. В отличие от изображений, сырые данные могут архивироваться на носителях с большим временем доступа. Для долгосрочного хранения всех файлов, включая сырые данные, может использоваться медленный носитель с высокой плотностью записи данных, такой как 4 мм-кассеты для стриммеров. Стриммер позволяет проводить архивирование с большой скоростью и надежностью при очень низкой цене. В настоящее время наиболее логичным выбором типа архива для изображений будет оптический (или магнито-оптический) диск. Такие диски легки в эксплуатации, и данные могут быть извлечены в течение нескольких секунд после загрузки диска. Возможность быстрого доступа к данным имеет особенно важно там, где пленки были заменены на компьютерные мониторы. Программы анализа изображения работающие на базе рабочих станций (к примеру, Macintosh или SUN) могут обращаться с запросами к базе данных архива для получения файлов информации. После этого отдельные файлы могут быть скопированы на локальный диск рабочей станции. Система должна позволять работать с множеством типов исследований: статическими, динамическими, стробированными и прямолинейными.
Одним из завершающих этапов в ПЭТ-исследовании является формирование конечного набора изображений для врача проводящего диагностику. Обычный способом представления данных является формирования пленки с изображениями с компьютерного дисплея. В дополнение к изображениями на пленке должна быть отображена демографическая информация исследования, как имя и фамилия пациента и тип сканирования. Так как такая информация обычно сохраняется в файлах изображений, расположение и маркировка пленок может быть автоматизирована. Из-за быстрого развития технологий локальных компьютерных сетей может произойти так что в скором времени нужда в пленках отпадет. Вместо этого, изображения можно будет просматривать с рабочей станции, установленной в другой комнате, с которой будет осуществляться доступ к позитронно-эмиссионным изображениям по локальной компьютерной сети. Направляющие врачи в большинстве случаев требуют предоставить твердую копию данных исследования, которая и может быть сформирована на пленке. Последние достижения в технологии печати привели к тому, что высококачественная цветная печать может также быть дешевой альтернативой обычной пленке.
Наиболее распространенные источники артефактов могут быть разделены на три основные группы: аппаратное обеспечение, система сбора информации и система цифровой обработки. Для того, чтобы определять источник артефактов на ПЭТ-изображениях, важно хорошо знать аппаратное обеспечение сбора и обработки информации, используемое на разных этапах формирования конечных ПЭТ-изображений.
Регистрация совпадения
Рис.9 Схема регистрации совпадений
coincidence detection - детекция совпадений sinogram – синограмма angle - угол
position - положение.
Когда действительное событие регистрируется парой детекторов оно отсортировывается в синограмму. Синограммой является способ сортировки данных в виде, удобном для реконструкции изображений. Если рассматривать линии совпадения, параллельные при определенном угле, то формируется одна проекция обзора. Она заносится в синограмму в виде одного ряда. Если рассмотреть другой набор параллельных линий совпадений при другом угле, то они сортируются в другой ряд синограммы. Все ряды в синограмме являются проекциями обзора при разных углах.
Рис.10. Построение синограммы по данным совпадений
Если рассмотреть все линии совпадения для отдельного детектора, то получится расходящийся пучок. Это приводит к тому, что на синограмму данные заносятся вдоль наклонных линий. В зависимости от положения детектора эти линии могут иметь положительный или отрицательный наклон.
Отказ детектора
Рис.11. Влияние на изображение отказа одного или нескольких детекторов
bad detector - неисправный детектор bad block - неисправный блок детекторов
bad controller - неисправный контроллер
В позитронно-эмиссионной томографии из артефактов, обусловленных аппаратным обеспечением, чаще всего встречается артефакт, вызванный отказом в системе детекторов или системе последующей сортировки. Причина артефактов такого рода легко определяется на синограмме (см. выше). Чаще всего можно наблюдать артефакт, вызвнный отказом детектора. Это обычно обусловлено отказом фотоумножителя связанного с кристаллами сцинтиллятора.
Рис. 12. Рябь на изображении, связанная с отказом детектора.
Артефакт от отказа детектора создает на изображении веерообразную рябь, которая соответствует расходящемуся пучку линий совпадений, которую формируют детектор с противоположным детектором. На синограмме (справа) отказ одного детектора отражается как одна наклонная линия (либо холодная, либо горячая по отношению к окружению). Интенсивность артефакта зависит от количества детекторов в одном кольце системы. В системе с большим количеством детекторов маловероятно, что при выпадении одного детектора приведет к сколь-нибудь серьезным артефактам.
В позитронно-эмиссионных томографах, в которых используются модельные детекторные системы (к примеру, те детекторные системы, в которых группы сцинтилляторов связаны с общей группой фотоумножителей), отказ одного фотоумножителя затронет большее число каналов детекторов. На реконструированном изображении опять будет наблюдаться веерообразная рябь, но более выраженная чем при отказе одного детектора. На синограмме этот отказ отобразится в виде широкой наклонной полосы (холодной или горячей в зависимости от характера отказа фотоумножителя). В отличии от отказа одного детектора, отказ детекторного модуля приведет к появлению артефактов на нескольких отображаемых плоскостях.
Детекторы позитронно-эмиссионых томографов обычно группируются в корзины или кассеты. Потоком данных от детекторов корзины обычно управляет корзинный контроллер. Если контроллер отказывает, затрагивается большое число детекторов, что также отразится на синограмме в виде широкой полосы. На реконструированных изображениях данный артефакт иногда менее выражен чем в случае с выпадением одного модуля. Это связано с наложением нескольких волнообразных веерных искажений друг на друга.
Ошибка памяти
После регистрации события совпадения сканером, событие сортируется и считается в гистограммной памяти. Ошибки в сортировщике или гистограммной памяти являются еще одним потенциальным источником артефактов в позитронно-эмиссионной томографии. Проблемы такого рода возникают, когда одна или более ячейки памяти не обнуляются правильным образом и заполнены ошибочным числом событий. На синограмме это отображается в виде одного или множества горячих пятен. После реконструкции данных эти горячие пятна преобразуются одиночные полоски на изображении. Эти артефакты могут быть убраны вручную путем удаления этих горячих пятен из синограммы и повторной реконструкции данных. Однако, при выраженной проблеме это может стать утомительным. Одним из наилучших способов проверки функциональности ПЭТ-системы является пробный сбор данных с вращающимся в плоскости источником. Визуальная проверка полученных синограмм обычно позволяет обнаружить любой тип аппаратной неисправности. Этот тест должен являться частью ежедневной проверки работоспособности и качетсва позитронно-эмиссионного томографа.
Аппаратура обработки
Рис.13. Пример артефакта, вызванного аппаратурой обработки. Слева - изображение однородного цилиндра, восстановленного путем использования многоступенчатого процессора. В середине представлена синограмма с которой реконструировали изображение.
Кольцеобразная картина, присутствующая в восстановленном изображении напоминает кольцевые артефакты, замеченные в рентгеновских СТ-системах с вращающимися банками детектора, где один или больше датчиков были повреждены. Изображение справа - восстановленное изображение того же самого набора данных, но без array processor. В этом случае артефакт исчез, что подтверждает, что действительно проблема в array processor.
Артефакты сбора данных возникают во время сбора данных и обычно являются следствием движений пациента. Эти артефакты могут проявляться простой потерей в разрешении или, в плохом случае, принимать формы, которые может быть приняты за патологические изменения. Несмотря на то, что большинство современных позитронно-эмиссионных томографов предоставляют некоторые возможности фиксации пациента для предотвращения движений, полностью избавиться от таких артефактов не удается. Вторая категория артефактов (вызванные гентри) являются следствием неисправности самого гентри, не считая детекторов. Эти неисправности включают неточности в перемещении деки стола и прочие неточности двигающихся частей системы гентри.
Движения пациента
В исследованиях головного мозга, 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 могут быть просмотрены в режиме кинопетли для определения двигался пациент во время сбора информации или нет. Если пациент двигался, то для суммирования и формирования конечных изображений отбираются только те кадры на которых пациент лежит правильно.
Рис.14. Влияние на изображение движений пациента
На изображении показан эффект суммирования всех кадров исследования (верхний ряд) при сравнении с суммированием только тех кадров, на которых пациент оставался неподвижным (нижний ряд изображений). Можно заметить, что при суммировании только части исследования, улучшаются контрастность и разрешение изображений. Таким образом информация может быть сохранена путем достаточно простых манипуляций.
Артефакты, вызванные самим гентри
Рис. 15. Искажение изображения из-за присутствие области с аномально высокой активностью
Это кардиоисследование с ФДГ является иллюстрацией артефакта, возникшего при реконструкции изображения. Этот артефакт отражается на изображениях в виде ряда полос на изображениях, которые похожи на веерообразные артефакты, вызванные отказом детектора. Однако, синограмма (справа) не говорит ни о каком повреждении детектора. Синусоидальная кривая высокой интенсивности, проходящая через всю синограмму означает, что в поле обзора присутствует область с очень высоким накоплением.
Рис. 16. Искажение изображения из-за наличия в катетере, с помощью которого проводилась инъекция трассера, радиофармпрепарата.
Если тот же самый набор данных реконструируется с меньшим увеличением (например, реконструируется все поле обзора), то с краю поля обзора можно увидеть область с очень высокой интенсивностью (см. среднее изображение). Это может быть вызвано тем, что в катетере инъекции остался радиофармпрепарат. Если изменить масштаб изображения, то можно заметить, что полосы, проходящие по миокарду, исходят из области высокой интенсивности. К сожалению, в данном случае интенсивность высокоактивной области такова, что интенсивность полос имеет такую же величину как накопление в миокарде, что создает видимые помехи на изображении.
Рис. 17. Реконструкция изображения путем исключения источника высокой активности
Возможный способ спасения данных состоит в кашировании еще до начала реконструкции области высокой интенсивности в синограмме. Хотя такой способ удаляет артефактные полосы, количественная информация в изображении искажена и частично потеряна.
Некоторые ошибки в интерпретации изображений связаны с оператором обрабатывающим данные. Часто вводятся неправильные параметры обработки (отсутствие коррекции ослабления, неправильный фильтр реконструкции и т.д.). Так как большинство шагов обработки требует минимального участия оператора, эти типы артефактов встречаются редко.
Единственный этап обработки, действительно требующий существенного вмешательства оператора, - определение эллипса головы при исследованиях мозга. Если не принять меры, этот этап может вызвать серьезный артефакт.
Рис.18. Артефакт, связанный с неправильным заданием эллипса ослабления.
Смещая эллипс ослабления на 1 см (Рис.18, правое изображение) мы вводим очевидную асимметрию в рост активности, который может интерпретироваться как патологическое изменение. Асимметрия показывает пере- и недооценку активности на 11 %.
Другая ошибка – неверное задание диаметра эллипса является диаметр эллипса. На иллюстрации показан цилиндр, на примере которого показан эффект от не соответствующего действительности уменьшения и увеличения диаметра эллипса. Можно заметить, что данные артефакт оставляет однородность на достаточно хорошем уровне, но отмечаются нарушения в коррекции границ.
Рис.19. Артефакт, связанный с ошибкой задания диаметра эллипса ослабления.
На Рис.19 представлены изображения здорового добровольца, на которых эллипс ослабления уменьшен на 1 см по всем направлениям. Видно, что на изображении нет никаких артефактов нарушения однородности. Как и следовало ожидать, накопление в голове переоценено и недооценено. Если количественно оценить полученные данные, то разница получается более существенной. При использовании эллипса неправильного диаметра ошибка при оценке накопления активности составляет 20%.
К ошибкам приводит и неправильный выбор коэффициента ослабления или фактора накопления. Ситуация аналогична неправильному диаметру эллипса.
Для обработки и интерпретации результатов медицинской томографии разработаны специальные пакеты прикладных программ вычислительной томографии (например, пакет TOPAS-VICRO).
Задача томографии (эмиссионной и трансмиссионной) заключается в восстановлении по измеренным в разных направлениях интегральным проекциям объекта локальной внутренней структуры объекта. Различают две постановки задачи: двумерная и трехмерная. Для вычисления модельных синограмм и томограмм используется библиотека двумерных и трехмерных элементарных фантомов, из которых суммированием и вычитанием можно конструировать составные фантомы. Имеются элементарные фантомы: трехмерные эллипсоиды вращения с постоянной и переменной плотностью внутри (гауссовский и параболический законы изменения плотности), эллиптические конус и цилиндр постоянной плотности, параллелепипед. Пакет программ обеспечивает генерацию и наброс случайного шума на проекции, сглаживание модельного или экспериментального шума. Осуществляется двумерная визуализация исходных проекций (синограмм) или полученного решения – томограмм. При этом строятся одномерные графики любого горизонтального или вертикального сечения изображения;
Решение задач одномерной деконволюции базируется на таких компонентах, как одномерный фурье- и вэйвлет анализ и фильтрация внешних или внутренних (томограмма) матриц, двумерный фурье-анализ томограмм или внешних изображений, одномерное сглаживание и/или дифференцирование по строкам или столбцам изображений. Результаты реконструкции сохраняются в графических, текстовых, или бинарных форматах.
Некоторые примеры обработки данных реального эксперимента по просвечиванию физических фантомов рентгеновским излучением приведены ниже.
1. Двумерный блок
Пример реконструкции модельной томограммы и синограммы дан на Рис.20.
1.1 Три параболоида, параллельные проекции, 36 направлений, 255 детекторов на каждой проекции.
1.2 Два эллипса, 513x513, 15 направлений, 513 детекторов; исходный уровень гауссовского шума - 1.5.
Другие способы представления той же томограммы: поверхность и контура.
 |
 |
 |
 |
Рис.20. Реконструкция модельной томограммы и синограммы
2. Трехмерный блок
Спиральная (винтовая) геометрия сканирования: Томография вытянутых объектов
Модель 2.1 тонкостенный цилиндр, внутри которого 9 маленьких кубика и 73 цилиндрика.
 а) |
 б) |
 в) |
Рис.21 Изображения реконструкции модели №2.1. Шаг спирали 0.0556, количество витков 90, радиус 3.0, число проекций 450, размерность каждой 193x193 а) исходная модель, б) алгоритм FBP; в) алгоритм ART
2.2 Модель Дефриза: 51 цилиндр
 а) |
 б) |
 в) |
Рис.22. Изображения реконструкции модели №2.2 (модель Дефриза). Шаг спирали 1.0, количество витков 5, радиус 5.0, число проекций 450, размерность каждой 193x193 а) исходная модель; б) алгоритм FBP в) алгоритм ART
Рис.23. Компоновка изображений для количественной обработки
Подход к анализу изображений quatilative – качественный quantative – количественный - пример картины характерной для болезни Альцгеймера - скорость метаболизма глюкозы для данной области составляет 8,37 мг/мин/100 г ткани
Анализ изображений охватывает весь спектр – качественного анализа к количественному.
1. Картина распределения радиоактивности в Зоне Интереса
Активность (скорость счета в мин на пиксел) калибруется как скорость счета/мин на см3 ткани. Скорость счета/время/объем.
2. Среднее значение активности в интересующей области
3. Кривые активность-время (кинетические кривые)
ROI – зона интереса
4. Нормированная кинетическая кривая
striatum / whole-brain ratio - отношение полосатое тело / весь головной мозг
Нормированная кривая – отношение активности в интересующей области к средней активности во всем исследуемом регионе.
5. Подгонка теоретической кинетической кривой к экспериментальной (модельная кривая накопления трассера в зоне интереса).
Подгонка экспериментальной кривой к теоретической (хорошо известной входной функции) Например, артериальной плазме отбираемой в ходе измерения ПЭТ. Подгонка позволяет рассчитать параметры модели (биохимические или физиологические): константы скорости процесса, скорость крови, плотность рецепторов и др.
Количественный анализ может быть охарактеризован четырьмя параметрами.
Сравнение данных ПЭТ с результатами других методов крайне затруднено. Обычно ни картину распределения активности, ни среднее значение активности в Зоне Интереса, ни кривую активность-время в зоне интереса, ни нормированную кривую для Зоны Интереса, полученные в методе ПЭТ, нельзя сравнить с количественными результатами другого вида исследования. Слишком много не известно в ПЭТ исследовании – входная функция плазмы, калибровка томографа, и т.д. Однако подгонка теоретической кинетической кривой к эксперименту (так называемая «модельная кривая кривая трассера в зоне интереса) выдает результат – значения параметров - который легко сравним с результатами других видов экзаменов, тестов, и исследований. Например, региональную оценку кровотока, полученную ПЭТ, можно сравнить с оценками кровотока от исследования SPECT или экзамена зондирования.
Рис.24 Блок-схеме перехода от компонентов ПЭТ к биохимическим и физиологическим параметрам ткани в зоне интереса
region across time - регистрация показателей для заданного региона tissue curve - кривая для ткани blood samples - анализ крови plasma curve - кривая для плазмы biochemical knowledge - данные биохимических исследований tracer model - математическая модель estimate of a parameter for the region - оценка параметра для заданной области
Блок-схема показывает, как компоненты ПЭТ изучения приводят к оценке биохимического и физиологического параметра для ткани области интереса. В динамическом кардиологическом исследовании, лево-желудочковая область пула крови может быть проанализирована с помощью последовательности изображений, чтобы генерировать входную функцию входа кривой крови в замене для плазменной кривой, полученной отбором проб крови.
Модели для обработки кинетических кривых
При выборе адекватной модели, к экспериментальной кинетической кривой, зарегистрированной в ходе ПЭТ, последовательно подгоняются теоретические кривые, рассчитанные в рамках различных математических моделей и с помощью статистических критериев выбирается модель, наилучшим образом соответствующая экспериментальным данным. Наиболее распространенные кинетические модели собраны в Банк математических моделей ПЭТ, представляющий собой набор дифференциальных уравнений, описывающих физиологические процессы в организме и в отдельных его органах. Создание эффективного набора моделей, описывающих функционирование биохимических систем представляет собой необычайно сложную и до сих пор до конца не решенную проблему. Решение такой задачи требует обширных физиологических исследований, которые далеки от завершения. Некоторые модели весьма громоздки и требует трудоемких вычислений, с которыми не справляются современные компьютеры. Поэтому широко распространено использование простых моделей, сильно упрощающих реальный процесс, но все же правильно отражающий его основные особенности.
С этой целью организм представляют в виде набора ячеек, образующих последовательные и параллельные цепочки, между которыми осуществляются процессы массообмена. Ячейки связаны транспортными путями в сеть. Математические модели рассматривают ячейки полного перемешивания или полного вытеснения, в которых происходят процессы, формально описываемые кинетикой химической реакцией 1-го или 2-го порядка (обратимой или необратимой). При адекватной подгонке модели удается определить механизм физиологического процесса, найти вклады различных элементарных стадий в суммарный процесс, рассчитать константы скоростей реакций и их ошибки.
Естественно, математические модели сильно завязаны на тип ПЭТ трассера (зонда), поскольку от химической формы зонда зависит набор физиологических и математических моделей. Модели строятся для меченного ацетата, аммония, оксида углерода, кислорода, воды, иона фтора, меченой органики (фтордиоксиглюкоза и др.).
Ниже мы ограничимся несколькими примерами
Рис.25. Аммониевая модель blood flow (ml/min/g) - кровоток (мл/мин/г) tracer mass in fast pool (counts/g) масса трассера в быстрой ячейки
Аммониевая модель (Рис.25) составлена из двух ячеек: верхней проточной ячейки быстрого перемешивания и нижней тупиковой (непроточной) ячейки, которые вступают в процесс обратимого обмена, с различными величинами констант скоростей для прямой и обратной реакции 1-го порядка.
Рис.26. Модель для диоксида углерода blood flow – кровоток arterial concentration of tracer - концентрация метки в артериальной крови tissue concentration of tracer - концентрация метки в ткани distribution volume of tracer - объем распределения метки amount of tracer / g of tissue - количество метки на грамм ткани amount of tracer / ml of blood - количество метки на мл крови
Трех-ячеечная кинетическая модель для скелетных фтор(18F)-ионов представлена на Рис. 27.
Рис.27. Модель для фтор-ионов.
18F ion in arterial plasma - ион 18F в артериальной плазме 18F ion in tissue - ион 18F в ткани 18F ion bound to hydroxyapatite - ион 18F связанный с гидроксиапатитом Здесь Ср, Ce и Cb – концентрации (активности) зонда в артериальной плазме крови, в ткани и костях (в гидроксиапатите).
Рис.28. Модели для глюкозы и меченой фтордиоксиглюкозы
glucose – глюкоза glucose-6-phosphate - глюкозо-6-фосфат FDG – ФДГ FDG-6-P - ФДГ-6-Ф
Трехячеечная модель метаболизма глюкозы представлена на Рис.28. После прохождения ткани, глюкоза - фосфоризуется в глюкозу-6-фосфат (g-6-p). Стрелка от правой третьей ячейки демонстрируетзирует, что, g-6-p далее усвояется по гликолизному пути. (Дифосфолирилованный G-6-P не показан.)
Фтор18F-2-Фтор-2-диокси-глюкоза (ФДГ), аналог 18F-меченой глюкозы, используется в ПЭТ для изучения метаболизма глюкозы. После впрыскивания в кровь, ФДГ входит в ткань и фосфоризуется в ФДГ-6-фосфат (ФДГ-6-P). Из-за недостающего кислорода при втором атоме углерода, ФДГ-6-P не может далее участвовать в метаболизме по глюколизному направлению. В ходе диагностики ПЭТ с ФДГ (обычно натощак) эндогенный уровень глюкозы относительно постоянен (стационарное состояние). Известны трассеры, для которых модели существенно сложнее. Мы на них останавливаться не будем.
Коротко остановимся на типах кинетических кривых, возникающих в одно- и многоячеестых моделях.
Одноячеечные модели.
Рис.29. Модель одиночной ячейки
Небольшая порция инертного вещества вводится в объем, в котором он мгновенно смешивается с находящейся там жидкостью. Тогда в процессе ПЭТ концентрация зонда в ячейке будет возрастать, и стремиться к постоянному значению (Рис.29).
Рис.30. Кинетическая кривая для плазмы крови
Небольшая порция инертного вводится трассера в тело человека. Первоначально трасер находится только в крови, т.е. в системе циркулирующей жидкости. Ситуации аналогична рассмотренной выше одиночной ячейки – со временем концентрация трассера растет и стремится к постоянному значению.
Однако, если трассер способен проникать через стенки капилляров и попадать в ткань тела, то концентрация после некоторого роста, достигнет максимального значения, после чего начнет уменьшаться. В целом кривая имеет форму пика с «хвостом» при больших временах. Двухячеечная модель
В простейшей форме, человеческое тело можно рассматривать как последовательную двухячеечную систему, состоящую из ячейки плазмы и следующей за ней ячейки ткани. Тогда концентрация впрыснутого в кровь трассера сначала достигнет максимума в плазме, а уже затем - в ткани. Кинетическая кривая трассера в крови будет иметь форму пика, с последующим снижением до постоянного (ненулевого) значения, а кинетическая кривая для трассера в ткани будет регистрировать рост от нуля до постоянного значения (Рис. 31).
Рис.31. Двухячеечная модель тела человека
Системная биокинетическая модель
В вариантах лучевой терапии, в которых в организм человека вводятся радионуклиды, при оценке риска для здоровья со стороны подобных процедур, используются системные биохимические модели. Их подразделяют на два главных класса: «модели задержки» и «физиологически обоснованные модели». Модели задержки не ставят целью биологически реалистическое описание реальных путей перемещения радионуклида в организме, это математически удобное описание эволюции во времени количества радионуклида в его главных резервуарах (ячейках, на которые были разбиты при моделировании структуры органа или организма) после его первоначального проникновения в кровь. Обычно используются такие параметры, как доля от общей активности, накапливающаяся в конкретной ячейке и полупериод биологического удаления – параметр специфичный для каждой камеры (ячейки). Считают, что трассер, покидающий ткани, либо непосредственно экскретируется, либо движется по таким путям экскреции как мочевой пузырь или желудочно-кишечный тракт.
Примером является модель для циркония (Рис.32). Полагают, что 50% циркония, покидающего кровь, откладывается на костных поверхностях, а остальной равномерно распределяется по телу (обозначается как Остальной). У взрослых цирконий удаляется экскрецией с биологическим полупериодом 10000 дней. Полупериод удаления в костях у детей пропорционален скорости обмена в костях, которая у детей значительно выше, чем у взрослых: полупериод удаления из костей в пути экскреции у ребенка 10 лет составляет 1000 дней. У всех возрастных групп Остальной цирконий удаляется в пути экскреции с биологическим полупериодом 7 дней. Из циркония переходящего в экскреты пять шестых присоединяется к содержимому мочевого пузыря и одна шестая присоединяется к содержимому верхнего толстого кишечника.
Рис. 32. Структура биокинетической модели для радиоактивного циркония
Модель для железа
В мягких тканях находится пул экстраваскулярного железа, которое быстро обменивается с железом плазмы. Депонированное железо делится между печенью, селезенкой и другими мягкими тканями. Считается, что разрушение эритроцитов происходит в красном костном мозгу. Печень содержит два пула: пул транзита, представленный паренхиматозными тканями, который обменивается железом с плазмой, и пул депонирования, связанный с ретикулоэндотелиальной системы. Выведение железа происходит в результате слущивания кожи, потери плазматического железа с мочой, утечка красных кровяных клеток в кишечник и последующее удаление с фекалиями.
Рис.33. Структура биокинетической модели МКРЗ для железа
Основанные на физиологии модели для элементов, откладывающихся в костях, делятся на две группы: были разработаны внутри рамок двух первоначальных моделей: одна описывает поведение элементов «подобных кальцию» элементов (стронций, радий, свинец) откладывающихся в объеме кости (Рис.34) и вторая – для элементов (америций, нептуний и торий) накапливающихся на поверхности кости. При этом учитывается, что «поверхностные» элементы могут присутствовать и в объеме кости, а «объемные элементы» - длительное время пребывать на поверхности кости.
Рис.34. Структура основной модели для кальций-подобных элементов
Обм- "обменный" костный объем, Необм- "необменный" костный объем
Обращение с членами радиоактивных рядов, образующимися в организме
Системные биокинетические модели для членов цепочек генетически связанных радионуклидов, образующихся in vivo, используются в дозиметрии (доза зависит от возраста пациента). В большинстве случаев, членов ряда, вырабатываемых in vivo, привязывают к системной биокинетической модели материнского нуклида (т.е. радионуклида, поступившего в организм). Но есть исключения:
Йод (дочерний изотоп теллура) перемещается со скоростью 1000 день-1 в ячейку переноса в неорганической форме и затем испытывает кинетику теллура, попавшего в кровь материнского радионуклида.
Ксенон образующийся in vivo за счет распада йода покидает организм без распада.
Если материнским нуклидом является изотоп свинца, радия, урана или тория, тогда радионуклиду, если он не является благородным газом, образующемуся в мягких тканях или на костных поверхностях приписываются биокинетические характеристики материнского изотопа. Радионуклиду, если он не благородный газ, образующемуся в объеме кости приписывается биокинетика родителя. Благородные газы, образующиеся в мягких тканях и на костных поверхностях, мигрируют из организма с коэффициентом переноса 100 день-1. Благородные газы, образующиеся в «обменном» и «необменном» костном объеме мигрируют из организма со скоростью 1,5 день-1 и 0,36 день-1, соответственно.
Во время пребывания в дыхательном тракте образующиеся радионуклиды имеют туже кинетику, что и материнский изотоп. Скорость миграции ингалированных радионуклидов и их радиоактивных потомков зависит от скорости растворения носителя. Исключение представляет 222Rn, который покидает организм со скоростью 100 день-1 после его образования в любом отделе дыхательного тракта. Члены цепей, образовавшиеся или мигрировавшие в желудочно-кишечный тракт после поступления, в большинстве случаев привязываются к желудочно-кишечной фракции всасывания родителя. Исключения из этого общего правила биокинетики делается, если радионуклид родился в ряду, родоночальником которого был изотоп свинца, радия, тория или урана. Тогда полагают, что фракционное всасывание члена ряда, образовавшегося in vivo, тоже как если бы он поступил в организм аналогично материнскому изотопу.
Биокинетические модели удается формализовать путем введения соответствующих дифференциальных уравнений. Используя их решения можно подобрать теоретическую кривую, адекватно описывающую экспериментальные кинетические модели, и рассчитать все необходимые параметры.
