Измерение и коррекция ослабления излучения

Поток аннигиляционных фотонов, проходя через различные ткани тела пациента, ослабляется при взаимодействии с ними вследствие эффектов комптоновского рассеяния и фотоэлектрического поглощения. При таком ослаблении механизм комптоновского рассеяния преобладает при энергиях фотонов в диапазоне 200−1000 кэВ, а фотоэлектрическое поглощение доминирует при энергиях квантов ниже 30 кэВ и 50 кэВ для мягких тканей и костей соответственно.

В редком на практике случае проведения ПЭТ в однородной ткани для определения Р достаточно знать лишь величину Dn во всех направлениях и использовать значение м=мводы=0,096 см-1 для фотонов с энергией 511 кэВ. Линейный коэффициент ослабления зависит от энергии фотона и эффективного атомного номера Z исследуемых тканей.

В реальности приходится иметь дело с неоднородным ослаблением излучения (например, при исследованиях органов грудной клетки). Поэтому для определения величины Р проводят трансмиссионное сканирование пациента с использованием вращающегося вокруг пациента одного или нескольких источников — позитронного излучателя 68Ge с энергией 511 кэВ, либо г-излучателя 137Cs с энергией 662 кэВ. В первом случае прошедшее через тело пациента излучение регистрируется в режиме совпадений, во втором — в режиме однофотонного детектирования (рис. 7 а, б). Выполняя трансмиссионное сканирование без пациента («пустой» скан) и при его помещении в поле чувствительности сканера, можно определить ослабление излучения вдоль каждой детектируемой линии фотонной аннигиляции и восстановить точную карту ослабления излучения. Последующая коррекция ослабления эмиссионных ПЭТ-данных заключается в компьютерной обработке данных и расчете величины P-1, а также в умножении полученной величины на соответствующее значение эмиссионной синограммы распределения активности РФП.

В случае использования источника l37Cs вместо 68Ge перед выполнением такого умножения дополнительно проводят реконструкцию распределения ослабления (м-карты) и умножение на поправочный коэффициент, связанный с несоответствием энергий г-квантов источника и аннигиляционных фотонов. После этого выполняют прямое проецирование для получения набора соизмеримых проекций.

Коррекция ослабления излучения описанным методом позволяет учесть радиальную неоднородность распределения активности РФП и получить изображения радиационно-плотных соседних тканей, необходимые для установления локализации органов. При этом существенно повышается контрастность изображения и отношение опухоль/фон. Без такой коррекции ПЭТ-изображения могут быть использованы лишь для неколичественных исследований. Для решения задачи повышения качества ПЭТ-изображения разработаны разные методы измерения ослабления излучения:

• ? проведение трансмиссионного скана после инъекции РФП одновременно с эмиссионным сканом, либо сразу после него. Такой метод эффективен для точной подгонки друг к другу данных обоих сканов, но не решает задачи снижения статистического шума от трансмиссионного скана;
• ? измерение ослабления с использованием источника г-излучения 137Cs высокой активности, обеспечивающего проведение скана за короткое время. Однако возникающие в этом случае ограничения, связанные с мертвым временем, а также с необходимостью использования специального оборудования, не позволяют устанавливать такой источник на любой ПЭТ-сканер;
• ? обработка коротких трансмиссионных сканов (~3 мин на одно положение ложа пациента) после окончания ПЭТ исследования, известная как сегментированная коррекция ослабления (SAC). Этот метод позволяет снизить общую продолжительность трансмиссионного сканирования до 15−20 мин в режиме «все тело» при снижении статистического шума и без потери качества in vivo измерений поглощения ФДГ, хотя и с риском ошибок сегментирования. Все известные модификации этого метода основаны на использовании автоматического метода порогового сегментирования (разделения) за короткое время трансмиссионного изображения на две основные компоненты ткани тела (мягкая ткань и легкие) с соответствующими коэффициентами ослабления 0,095 см-1и 0,035см-1. Сегментирование и непрерывный сбор трансмиссионных и эмиссионных данных — наиболее перспективные методики для обеспечения точного морфологического изображения в клинических исследованиях всего тела без потерь контраста очагов.
• ? Коррекция ПЭТ-данных с использованием КТ-изображения, полученного для рентгеновского излучения широкого спектра 30−138 кэВ (эффективная энергия пучка 70−80 кэВ) реализуется путем последующей нормировки коэффициента ослабления и конструирования м-карты, экстраполированной к энергии 511 кэВ (СТАС). Этот метод, схема реализации которого представлена на рис. 7 в, позволяет получать м-карту в отсутствие статистических шумов.