Устройство и принцип действия гамма-камеры и повитрон-эмиссионного томографа

На сегодняшний день основным прибором для получения сцинтиграфических изображений является гамма-камера, которую изобрел американский инженер Anger (1966). Ее конструктивные особенности обеспечивают хорошее пространственное разрешение в сочетании с высокой скоростью регистрации у-излучения. В комплексе со специализированным или универсальным компьютером гамма-камера позволяет проводить все основные виды радионуклидных in vivo — исследований.

Гамма-камера состоит из двух основных крупных узлов (рис. 2.1.): блока детектирования и аналогового пульта обработки и отображения информации. Блоком детектирования является сцинтилляционный детектор с тонким (около 12 мм) и большого диаметра (250 мм и более) монокристаллом Nal (Т1), над которым размещены фотоэлектронные умножители. От их количества в конечном итоге зависит разрешающая способность гамма-камеры.

Рис. 2.1. Блок-схема гамма-камеры:

• 1 — сцинтилляционный кристалл; 2 — коллиматор; 3 — фотоэлектронные умножители; 4 — декодирующий Смок; 5 — свинцовая защита; 6 — кабель;
• 7 -усилитель координат; 8 — делитель: 9 — анализатор:
• 10- электронно-лучевая трубка

В сцинтилляционном детекторе поглощенные или рассеянные гамма-кванты преобразуются в фотоны видимого излучения, причем их количество пропорционально поглощенной в сцинтилляторе энергии гамма-кванта. Фотоумножители преобразуют световую вспышку в сцинтилляторе в импульс тока, который регистрируется спектрометрической аппаратурой. Амплитуда импульса пропорциональна поглощенной энергии, поэтому возможно отделение вспышек от гаммаквантов с энергией, характерной для используемого PH, от общего фона. Применение сборки фотоумножителей позволяет осуществить восстановление координат вспышки и таким образом измерить пространственное распределение PH в теле пациента.

Важным узлом детектора является коллиматор, который позволяет избежать искажений получаемых сцинтиграмм за счет поглощения гамма-квантов, падающих под некоторым углом к центральной оси его отверстий, стенками этих отверстий (см. рис. 2.2.). В результате чего они не достигают поверхности кристалла.

Как правило, используются многоканальные коллиматоры (параллельные, дивергентные, конвергентные), представляющие собой свинцовую пластину с множеством отверстий, через которые происходит проникновение гамма-квантов от объекта к сцинтилляционному кристаллу. В некоторых случаях (например, для проведения сцинтиграфии щитовидной железы) применяется одноканальный коллиматор pin-hole (см. рис. 2.3.). Выбор коллиматора определяется конкретными диагностическими задачами. Для проведения исследований с радионуклидами, обладающими различными энергиями излучения, иепользуют низко-, среднеи высокоэнергетические коллиматоры. Толщина свинцовых стенок между отверстиями коллиматора при этом должна быть тем больше, чем выше энергия гамма-излучения, предполагаемого для регистрации.

Рис. 2.2. Схема попадания гамма-квантов на сцинтилляционный кристалл при отсутствии (а) и наличии (б) параллельного коллиматора

Рис. 2.3. Поле видения гамма-камеры (обозначено черным цветом) при использовании параллельного (а), конвергентного (б), дивергентного (в) и pin-hole-коллиматоров (г)

Эффективность задержки у-квантов в самом кристалле зависит, с одной стороны, от его плотности и толщины, а с другой — от энергии излучения. В результате взаимодействия задержанных у-квантов с электронами атомов кристаллической решетки возникает электромагнитное излучение, около 10 % энергии которого находится в световом диапазоне (длина волны 410 нм на каждые 100 кэВ), оптимальном для регистрации ФЭУ. При этом высокоэнергетические у-кванты в большинстве своем «прошивают» кристалл, не вступая во взаимодействие с его атомами. Вместе с тем, они способны вызывать эффект комптоиовского рассеивания на свободных или слабосвязанных электронах и инициировать появление новых у-квантов с более низкой энергией и с иным направлением движения, что служит причиной снижения четкости сцинтиграфического изображения.

Длительность световой вспышки в кристалле должна быть минимальной, для того чтобы не происходило наложения на нее последующих сцинтилляций, маскирующих друг друга. По этой причине увеличение радиоактивности в поле зрения детектора сопровождается нелинейным возрастанием скорости счета. Для наиболее распространенного в радионуклидной диагностике кристалла Nal (Tl) продолжительность сцинтилляций составляет 0,8 мкс.

В современных гамма-камерах кристалл обычно имеет удобную для проведения исследований четырехугольную форму и размеры 450×600 мм, обеспечивающие поле видения не менее 350×510 мм. Толщина кристалла составляет 12,7 мм. Для регистрации сцинтилляций и преобразования их в электрические сигналы, как правило, используют около 60 ФЭУ с диаметром фотокатода 3 и 2 дюйма. Помимо преобразования сцинтилляционных вспышек в электрические сигналы в ФЭУ происходит их усиление примерно в 10⁶ раз.

Как показано на рис. 2.1, усиленные с помощью ФЭУ сигналы подаются на специальный декодирующий блок (4), с помощью которого определяются координаты каждой сцинтилляции (I и У), а также интенсивность ее свечения (Z), пропорциональная энергии поглощенного у-кванта. На практике величина Z является суммой сигналов всех ФЭУ, отреагировавших на данную сцинтилляцию.

Существует три вида дальнейшего преобразования сигнала в сцинтиграфическое изображение: аналоговый, аналого-цифровой и истинно цифровой. Принципиальным отличием последнего является то, что каждый ФЭУ здесь оснащен собственным аналого-цифровым преобразователем. В этом случае X-, Уи Z-сигналы рассчитываются полностью цифровым путем.

В целом процесс детектирования завершается формированием сцинтиграфического изображения исследуемого органа, которое визуально или с помощью компьютера обрабатывается с целью принятия диагностического решения.

Совершенствование гамма-камер и разработка новых программ для специализированных ЭВМ привели к созданию на рубеже 70−80-х годов нового типа приборов для радионуклидной диагностики — одпофотонных эмиссионных компьютерных томографов (ОФЭКТ). Главное их преимущество состоит в возможности получения плоскостных срезов изучаемых органов. Следует отметить, что если рентгеновская (трансмиссионная) томография основана на получении компьютерных изображений «срезов» тела после обработки информации о поглощении тканями рентгеновского (внешнего по отношению к телу) излучения, то ОФЭКТ позволяет визуализировать в виде плоскостных сечений распределение радиофармпрепарата, введенного в объект исследования.

ОФЭКТ-изображения получают путем записи целой серии (обычно 64) плоскостных сцинтиграмм, позволяющих в совокупности с помощью компьютера реконструировать томографические срезы в грех основных (поперечной, сагиттальной, фронтальной) и косых плоскостях. Преимущество данного метода, по сравнению с обычными сцинтиграфическими исследованиями, состоит в том, что реконструированное изображение свободно от наложений на исследуемый орган соседних (по отношению к нему) объектов, что чрезвычайно важно для диагностики. Внешний вид современного ОФЭКТ с двумя детекторами показан на рис. 2.4.

Рис. 2.4. Однофотонный эмиссионный компьютерный томограф (фирмы Philips)

Обычно ОФЭКТ имеет два детектора, расположенных относительно друг друга под углом 180° или 90°, хотя в настоящее время более оптимальным вариантом считается использование четырех детекторов.

Интересно отметить, что в Аризонском университете разработана установка FASTSPEKT, включающая 24 модуля-детектора с 24 pin-holeотверстиями. Она обеспечивает пространственное разрешение 1,5 мм и чувствительность на уровне 12 сч/с на 1 мкКи.

К числу ведущих производителей и поставщиков гамма-камер относятся фирмы Siemens, General Electric, Philips, Sopha Medical. Цепа установок с двумя детекторами — от 600 тыс. долларов США и более.

Для расширения анатомической информации при проведении радионуклидной диагностики в последние годы разработаны совмещенные ОФЭКТ/КТ системы, позволяющие одновременно проводить радиоизотопные и рентгеновские компьютерно-томографические исследования общего назначения в кардиологии, онкологии и неврологии. Здесь за счет возможности быстрого совмещения сцинтиграфических и КТ-изображений достигается существенное повышение точности диагностики.

Параллельно с развитием и модернизацией метода ОФЭКТ в середине 70-х годов трудами американских исследователей (М. Tcr-Pogossian, М. Phelps, Е. Hoffman) был разработан позитронный эмиссионный томограф (ПЭТ), который на сегодняшний день является одним из самых уникальных инструментов для изучения головного мозга человека (рис. 2.5).

Рис. 2.5. Схема позитронного томографа:

1 — сцинтилляционные детекторы: 2 — схемы совпадения, 3 — декодирующий блок; 4 — исследуемый объект

Принцип действия ПЭТ-томографа основан на одновременной регистрации с помощью парных детекторов (кристаллов) двух противоположно направленных у-квантов с энергией 511 кэВ, образующихся при аннигиляции позитронов. При размещении набора таких детекторов вокруг источника излучения (тела пациента) можно определить направление линии, вдоль которой происходит аннигиляция, а путем измерения интервала времени, прошедшего между сцинтилляциями на первом и втором парных детекторах, — точно определить место локализации этого источника.

Для проведения измерений могут использоваться: кольцо или набор колец из нескольких сцинтилляционных детекторов. Так, например, ПЭТ-сканер Neuto ЕС AT III для исследования головного мозга состоит из восьми колец диаметром 62 см, содержащих 320 кристаллов. Считывание информации с каждого блока из 32 кристаллов осуществляется четырьмя ФЭУ по методу совпадений сигналов на детекторах соседних колец, что позволяет одновременно получать 15 томографических срезов с шагом 6,5 мм. Более современный ПЭТ-сканер ЕСАТ 47 имеет 24 кольца диаметром 82 см с 9216 кристаллами.

Все фотоны, зарегистрированные только одним из противолежащих детекторов или с интервалом, превышающим время достижения фотонами обоих детекторов, выбраковываются специальными электронными схемами совпадения. В качестве материала детекторов для ПЭТ обычно применяется германат висмута, который за счет высокой плотности обеспечивает в 3 раза большую чувствительность, но сравнению с кристаллами Nal (Tl). Детекторы имеют небольшие размеры, порядка 6×20×12 мм. За счет этого достигается высокое пространственное разрешение, что позволяет численно оценить активность накопленного РФП в малых (~1 см³) изолированных областях организма. Внешний вид ПЭТ-камеры показан на рис. 2.6.

Высокая для медицинской радиологии энергия излучения позволяет на практике не учитывать поглощение в тканях. В то же время в целях снижения радиационной нагрузки ПЭТ-исследования требуют использования в основном короткоживущих и ультракороткоживущих изотопов (ⁱ⁸F, ¹⁵0, ¹³Р, «С ит. д.). Эти радионуклиды и их РФП, как правило, получают на циклотроне, расположенном непосредственно в ПЭТцентре.

В настоящее время создана целая индустрия медицинских циклотронов средних энергий и высокоэффективных мишеней, позволяющих получать клинически значимые активности (более 10 Ки) основных ПЭТ-радионуклидов. Кроме того, синтез самих РФП требует высокого уровня автоматизации, что диктуется не только коротким временем жизни PH и требованиями радиационной безопасности, но и современными нормами GMP (Good Manufacturing Practice — Надлежащая Производственная Практика). Эти нормы предусматривают поэтапный автоматический контроль процесса синтеза (quality assurance) как основной фактор, гарантирующий качество полученного РФП (quality control parameters).

Рис. 2.6. Современная ПЭТ-камера

В итоге необходимость использования высокотехнологичного оборудования, включающего циклотрон, горячие камеры, линии доставки изотопов, автоматизированные модули синтеза, аналитические и другие приборы, делает метод ПЭТ одной из самых сложных и дорогостоящих технологий ядерной медицины. По данным журнала Technical Report Series No. 471, IAEA, Vienna (2009), расходы на создание небольшого циклотронно-радиохимического комплекса в составе клинического ПЭТ центра составляют около 8 млн долларов США (табл. 2.1), не считая стоимости самой ПЭТ-камеры.

Несмотря на такие затраты, обращает на себя внимание динамика развития метода ПЭТ и его внедрения в повседневную клиническую практику. Так, в 2002 году во всем мире насчитывалось около 150 ПЭТцентров. В 2005 году их количество увеличилось на порядок, и к 2010 году планировалось создание 4000 центров. В России на сегодняшний день имеется 7 ПЭТ-центров: в Москве, Санкт-Петербурге и Челябинске.

Для повышения информативности ПЭТ-исследований и решения проблемы пространственной ориентации при мелкоочаговых и метастатических поражениях, также как и в случае с ОФЭКТ, в настоящее время разработаны ПЭТ-сканеры, совмещенные с КТ-томографами (см. рис. 2.7).

Таблица 2.1.

Затраты на создание циклотронно-радиохимического комплекса в составе клинического ПЭТ-центра

Рис. 2.7. Комбинированный ПЭТ/КТ-сканер Gemini GXL (Philips Medical Systems)

Контрольные вопросы

• 1. Охарактеризуйте виды сцинтиграфических исследований, проводимых с помощью радионуклидов.
• 2. Приведите общую структурную схему радиодиагиостического прибора.
• 3. Объясните, для чего и какие виды коллиматоров используются при радиометрических измерениях.
• 4. Опишите устройство и принцип действия гамма-камеры.
• 5. Охарактеризуйте работу ПЭТ-томографа.
• 6. В чем состоит принципиальное отличие устройства ПЭТ-камеры от гамма-камеры?