Способ определения плотности ткани патологического очага с помощью позитронно-эмиссионного томографа

Изобретение относится к медицине, а именно к медицинской диагностической технике и может быть использовано для определения плотности биоткани в патологическом очаге. С помощью позитронно-эмиссионного томографа, содержащего устройство, измеряющее разность частот γ-квантов, одновременно поступающих на детекторы γ-излучения, измеряют максимальную разность частот указанных γ-квантов. По этой разности частот на основе эффекта Доплера находят скорость позитрона и пропорциональную ей плотность биоткани в патологическом очаге. Способ позволяет измерить плотность биоткани в патологическом очаге за счет использования устройства, позволяющего измерять разность частот γ-квантов, одновременно поступающих на детекторы γ-излучения. 3 ил.

 

Описание изобретения

Изобретение относится к области медицинской диагностической техники и служит для определения плотности биологической ткани в области патологического очага с помощью позитронно-эмиссионного томографа.

Известен диагностический способ визуализации патологического очага с помощью позитронно-эмиссионного томографа, предназначенный для определения местоположения и размеров патологического очага на основе измерения детекторами γ-излучения двух одновременно регистрируемых γ-квантов [1].

Позитронно-эмиссионный томограф (ПЭТ) - это устройство радиоизотопной диагностики, в котором используется внутривенное введение таких радиофармацевтических препаратов (РФП), как излучающие позитроны радиоизотопы C 6 11 , O 8 15 , N 7 13 , F 9 18 и др. Важным узлом позитронно-эмиссионного томографа является циклотрон, вырабатывающий эти короткоживущие радиоизотопы с периодом полураспада T1/2~10-20 мин. Испущенные ядром изотопа позитроны e + 1 0 , сталкиваясь с электронами e 1 0 вещества, аннигилируют с образованием 2-х γ-квантов, фиг. 1.

Особенностью этих γ-квантов ћω1 и ћω2 является то, что они излучаются в строго противоположных направлениях.

В методе ПЭТ кушетка с пациентом, у которого в тканях имеется патологический участок 2, в котором накопился РФП, помещается в кольцо 1, состоящее из детекторов, регистрирующих γ-кванты. Информационную ценность имеет только событие, когда два излученных в процессе аннигиляции γ-кванта достигают противоположных детекторов одновременно, т.е. оба γ-кванта пролетают одинаковый путь до детекторов. Например, γ-кванты, излученные из точки a патологического очага, достигают двух детекторов γ-излучения Д1 и Д2, расположенных на линии A-A, одновременно, эти сигналы участвуют в построении изображения.

Координата излучающей γ-кванты точки патологического очага, находится на линии, соединяющей детекторы точно посередине между ними. Интенсивность сигнала от детекторов, т.е. количество γ-квантов регистрируемых детекторами в единицу времени, указывает на количество накопленного в патологическом очаге РФП.

Сигналы детекторов, не одновременно регистрирующих γ-кванты, игнорируются. Это связано с тем, что для таких γ-квантов невозможно рассчитать точку их испускания в связи с очень большой скоростью движения квантов.

При перемещении кушетки с пациентом вдоль оси, перпендикулярной плоскости кольца детекторов, получается послойное трехмерное (3D) изображение распределения концентрации РФП в патологическом очаге.

Результаты регистрации γ-квантов всеми, одновременно срабатывающими детекторами, обрабатывается с помощью ЭВМ. При этом получается изображение высокой информативности.

ПЭТ в настоящее время успешно применяется, прежде всего, для раннего обнаружения и визуализации онкологических новообразований, особенно метастазов. С его помощью обнаруживаются патологические очаги, когда структурных изменений еще нет, но течение биохимических реакций в клетках уже нарушено.

Недостатком ПЭТ является отсутствие информации о состоянии патологического очага, в частности плотности ткани в очаге.

В результате квантово-электродинамического расчета процесса аннигиляции были получены две формулы для дифференциального эффективного сечения рассеяния квантов электромагнитного излучения в телесный угол dΩ.

Первая по времени формула была получена Гайтлером [2]. Эта формула имеет вид:

Формула дана в обозначениях [3], где имеется ее подробный вывод. Использована т.н. рациональная система единиц, в которой скорость света и постоянная Планка равны единице c=ћ=1. В этой системе единиц энергия импульса и масса имеют одну и ту же размерность.

В формуле (1) e - заряд электрона (или позитрона с противоположным знаком), k0 - энергия фотона, p - импульс электрона, θ - угол между импульсами электрона и одного из излученных фотонов. Формула (1) получена при условии суммирования по всем направлениям поляризации фотонов.

При выводе (1) использована система отсчета, связанная с центром масс взаимодействующих электрона и позитрона, в которой импульсы электрона и позитрона равны по модулю между собой и противоположны по направлению p1=-p2=p. Импульсы фотонов также равны по модулю между собой и противоположны по направлению k1=-k2 [2, 3]. Отметим, что в этой системе отсчета условия наблюдения обоих фотонов одинаковы.

Вторая формула была предложена несколько позже Фейнманом [4]:

Формула (2) записана в обозначениях [4]. Как и в предыдущем случае, использована рациональная система единиц.

В формуле (2) e1 и e2 - единичные векторы поляризации излученных при аннигиляции фотонов, ω1 и ω2 - частоты излученных фотонов, m - масса электрона (или позитрона), | p + | - модуль импульса позитрона, E+ - его энергия.

Важнейшим отличительным условием вывода формулы (2) является использование другой системы отсчета по сравнению с выводом формулы (1). Формула (2) выводилась в системе отсчета, в которой электрон покоится, а движется позитрон.

Эта система отсчета в целом эквивалентна системе отсчета, связанной с ПЭТ. Электроны объекта, исследуемого в ПЭТ, в основном находятся в связанном состоянии. Позитроны же возникают в результате β-позитронного распада радиоактивных элементов. Поэтому электроны в системе отсчета, связанной с ПЭТ, можно считать неподвижными (если исключить хаотическое тепловое движение молекул).

Обе формулы (1) и (2) выводились с помощью стандартной диаграммной техники Фейнмана и диаграмм второго порядка теории возмущений. Однако результаты вывода существенно различаются.

Во-первых, формула (1) предполагает довольно сложное угловое распределение аннигиляционных фотонов. Причем это распределение связано только с импульсом электрона, угол θ присутствует только в комплексе с импульсом p. В формуле (2) угловое распределение фотонов отсутствует.

Во-вторых, формула (2) предполагает возможность различной энергии фотонов при аннигиляции, что запрещается выводом формулы (1) вследствие k1=-k2.

Поэтому, прежде всего, возникает вопрос, какова природа углового распределения аннигиляционных фотонов в (1)? Связано ли это распределение с самим процессом аннигиляции, т.е. переходом «вещество-энергия», либо определяется какими-то другими эффектами? Сохранится ли данное угловое распределение фотонов при переходе к другой системе отсчета, например, связанной с ПЭТ?

Для исследования причины угловой зависимости дифференциального эффективного сечения (1) рассмотрим промежуточное выражение вывода, которое еще не просуммировано по направлениям поляризации фотонов [3]:

где k1 и k2 - импульсы фотонов. Переменные в квадратных скобках: импульс электрона, импульсы фотонов, единичные векторы поляризации фотонов записаны в виде 4-векторов.

Формулу (3) несложно преобразовать к виду:

Перейдем в (4) к пространственным векторам, используя правило (ab)=a 0b0-ab, где a и b - трехмерные векторы, компоненты которых изменяются ковариантно, a 0 и b0 - контравариантно изменяющиеся компоненты 4-векторов, в нашем случае энергетические компоненты.

Переходя к трехмерным векторам, а также, учитывая отсутствие контравариантных компонент у поляризационных 4-векторов e0=0, выражение (4) можно представить в виде:

При выводе (5) также использовано условие вылета фотонов в строго противоположных направлениях k2=-k1.

Учитывая | k 1 | = k 0 , а также в соответствии с законом сохранения энергии ck0=mc2 (для наглядности вводим внутри скобок скорость света c=1), в формуле (5) заменим где V - скорость электрона. В результате получим:

Перейдем в (6) в систему отсчета, предложенную в [4], связанную с электроном (или с ПЭТ). В этом случае p=0, а V - можно рассматривать, как скорость движения позитрона. То же самое относится и к величине p в коэффициенте перед скобками. В данной системе отсчета формула (6) значительно упрощается:

Исследуем вспомогательную задачу.

Наблюдатель 4, находящийся в «неподвижной» (связанной с Землей) системе отсчета, фиг. 2, рассматривает некоторую движущуюся со скоростью V частицу 5, которая в определенный момент времени излучает два противоположно направленных кванта. При V=0 частота квантов равна ω0. Угол между скоростью частицы и направлением распространения одного из квантов равен θ. В направлении наблюдателя частица имеет составляющую скорости Vcosθ.

За счет эффекта Доплера квант, движущийся в направлении наблюдателя, будет обладать повышенной частотой [5]:

Для кванта, движущегося в противоположном направлении, будет наблюдаться т.н. «красное смещение»:

Используя (8) и (9), найдем величину комплекса который входит в формулу (2):

Отметим, что различие в частотах квантов в рассматриваемой задаче определяется различием в условиях наблюдения этих квантов: один квант движется к наблюдателю, другой удаляется от него.

В формуле (7) фактически реализуется рассмотренная вспомогательная задача. При этом под движущейся частицей подразумевается позитрон, а наблюдатель находится на «неподвижном» электроне. Поэтому, подставляя (10) в (7), найдем:

Отметим, что при использовании формулы (10) мы фактически отказались от условия k2=-k1.

Если в коэффициенте перед скобками в формуле (2) принять E+=m=ω1, то формулы (2) и (11) становятся тождественными.

Таким образом, делаем важные выводы.

1. Формулы (1) и (2) полностью эквивалентны.

2. Различие частот фотонов в формуле (2) является следствием эффекта Доплера, который проявляется в результате движения позитрона.

Найдем разность частот излучаемых фотонов, т.е. величину Δω=ω12, используя формулы (8) и (9):

Если угол θ=0, т.е. позитрон движется по линии, соединяющей детекторы γ-излучения Д1 и Д2, разность частот фотонов будет максимально возможной и формула (12) преобразуется к виду:

Учитывая V<<c, найдем:

Величину ω0 можно получить исходя из приближенного равенства ћω0≈mc2. В этом случае:

где - комптоновская длина волны электрона [6].

Целью настоящего изобретения является получение в процессе диагностической процедуры на ПЭТ информации о плотности биологической ткани в патологическом очаге.

Данная цель достигается следующим образом, фиг. 3.

В ПЭТ вводится устройство 3 для измерения разности частот γ-квантов Δω=ω12, одновременно поступающих на детекторы Д1 и Д2.

Предположим, что в точке a патологического очага происходит аннигиляция электронов и позитронов. Возникшие γ-кванты движутся по разным направлениям, см. фиг. 3. В одном из направлений разность частот фотонов предполагается максимальной Δωmax (при θ=0) и, следовательно, справедлива формула (15).

Таким образом, измеряя с помощью устройства 3, фиг. 3, разность частот фотонов Δω=ω12, одновременно поступающих на детекторы, используя максимальное значение этой разности за время измерения Δωmax, по формуле (15) - следствии эффекта Доплера, находим скорость позитрона V при его движении в патологическом очаге, которая пропорциональна Δωmax.

Учитывая, что скорость позитрона пропорциональна плотности ткани, через которую он движется ρ~V, получаем необходимую информацию о плотности ткани в патологическом очаге.

ИСТОЧНИКИ ИНФОРМАЦИИ

1. Волобуев А.Н. Основы медицинской и биологической физики. Самара: «Самарский дом печати», 2011, С. 636.

2. Гайтлер В. Квантовая теория излучения. М.: Изд-во Иностр. лит., 1956, с. 302-304.

3. Боголюбов Н.Н., Ширков Д.В. Введение в теорию квантовых полей. М.: Наука, 1976, с. 203-205.

4. Фейнман Р. Квантовая электродинамика. Курс лекций. М.: Книжный дом «ЛИБРОКОМ», 2009, с. 135-137.

5. Ландау Л.Д., Лифшиц Е.М. Теория поля. М.: Наука, 1967, с. 156.

6. Яворский Б.М., Детлаф А.А. Справочник по физике. М: Наука, 1990, с. 576.

Способ определения плотности биоткани в патологическом очаге с помощью позитронно-эмиссионного томографа, содержащего устройство, измеряющее разность частот γ-квантов, одновременно поступающих на детекторы γ-излучения, отличающийся тем, что измеряется максимальная разность частот γ-квантов, одновременно поступающих на детекторы γ-излучения и по этой разности частот на основе эффекта Доплера находится скорость позитрона и пропорциональная ей плотность биоткани в патологическом очаге.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к формированию изображений, а конкретнее к чувствительным к вертикальному излучению детекторам одной и/или многих энергий. Матрица чувствительных к вертикальному излучению детекторов включает в себя по меньшей мере одну детекторную пластину.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к технологиям формирования медицинских изображений. Система детекторов излучения содержит первый и второй слои детекторов, с различными размерами поперечных сечений, расположенные друг под другом.

Изобретение относится к области формирования радионуклидных изображений и связанным с ними областям. Способ формирования радионуклидных изображений содержит этапы, на которых сохраняют данные о формировании радионуклидного изображения, содержащие количественные значения энергии событий обнаружения излучения, причем данные о формировании радионуклидного изображения получены посредством формирования радионуклидного изображения объекта; создают энергетическое окно, используемое при фильтрации данных о формировании радионуклидного изображения, основываясь на (i) полученном нерадионуклидном изображении объекта или (ii) первоначальном реконструированном изображении объекта, созданном посредством реконструкции сохраненных данных о формировании радионуклидного изображения; фильтруют сохраненные данные о формировании радионуклидного изображения, соответствующие сохраненным количественным значениям энергии событий обнаружения излучения, используя созданное энергетическое окно, для создания набора отфильтрованных данных о формировании радионуклидного изображения и реконструируют набор отфильтрованных данных о формировании радионуклидного изображения для создания реконструированного изображения объекта.

Изобретение относится к системам формирования ядерного изображений. При детектировании событий сцинтилляции в системе формирования ядерного изображения процесс обработки установки временной метки и стробирования энергии внедряют в автономные детекторные модули (ADM) (14) для уменьшения объема последующей обработки.

Изобретение относится к спектральному получению отображения и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (КТ). Система получения отображения содержит матрицу (110) детекторов, включающую в себя матрицу (202) сцинтилляторов, которая принимает излучение и генерирует показывающий это световой сигнал, и матрицу (204) цифровых фотоумножителей, оптически связанных с матрицей (202) сцинтилляторов, которая принимает световой сигнал и генерирует показывающий это цифровой сигнал, препроцессор (118), содержащий канал (212) подсчета фотонов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует первый выходной сигнал, интегрирующий канал (210), который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует второй выходной сигнал, и канал (214) генерирования моментов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует третий выходной сигнал, причем упомянутый канал генерирования моментов содержит фильтр (218), умножитель 220 и интегратор 222, и реконструктор (122), который спектрально разлагает первый, второй и третий выходные сигналы.

Изобретение относится к способам и устройствам определения положения и интенсивности пучка заряженных частиц. Устройство для мониторинга параметров пучка ионов содержит сцинтиллятор, установленный перпендикулярно направлению пучка ионов, фотоприемники, расположенные равномерно по периметру сцинтиллятора, схему регистрации и обработки сигналов с фотоприемников, при этом сцинтиллятор выполнен в виде дискообразной светонепроницаемой камеры, а фотоприемники установлены в отверстиях, выполненных в ее боковой стенке, и снабжены светофильтрами, прозрачными для инфракрасного излучения, при этом сцинтиллятор вместе с фотоприемниками заключен в герметичную оболочку с отверстиями для впуска и выпуска сцинтиллирующего газа.

Изобретение относится к формированию спектральных изображений и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (CT). Спектральный процессор, который обрабатывает сигнал детектора, показывающий полихроматическое излучение, детектированное системой формирования изображений, содержащий: первый канал обработки, который формирует первый спектральный сигнал, полученный из сигнала детектора, при этом первый спектральный сигнал включает в себя первую спектральную информацию о сигнале детектора; и второй канал обработки, который формирует второй спектральный сигнал, полученный из составляющей переменного тока сигнала того же самого сигнала детектора, при этом второй спектральный сигнал включает в себя вторую спектральную информацию о сигнале детектора, при этом первый и второй спектральные сигналы используются для спектрального разложения сигнала детектора.

Изобретение относится к устройству формирования гамма-изображения. Устройство формирования гамма-изображения, содержащее гамма-камеру (10) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в гамма-лучах, называемого гамма-изображением, имеющую переднюю сторону (11) и ось обзора (х1'), и вспомогательную камеру (15) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в видимом свете, при этом вспомогательная камера (15) расположена перед передней стороной (11) гамма-камеры (10), которая представляет собой коллиматорную гамма-камеру с точечным отверстием, причем вспомогательная камера (15) имеет оптическую ось (х2'), по существу, совпадающую с осью обзора (х1') гамма-камеры (10), так что изображение в видимом свете и гамма-изображение снимаются, по существу, одновременно с одним и тем же направлением обзора, благодаря чему определяют расположение источников радиации, находящихся на расстоянии от десятков сантиметров до десятков метров от гамма-камеры.

Изобретение относится к области диагностической визуализации. Аппарат для диагностической визуализации, содержащий: детекторную матрицу, включающую в себя индивидуальные детекторные элементы (16), для приема событий излучения от области сканирования (18); инициирующий процессор (20) для присвоения метки времени воспринятым потенциальным событиям; процессор (24) верификации событий, который применяет критерии верификации к пикам канала измерительного элемента; процессор (30) преобразования событий, который преобразует воспринятые события и соответствующие линии отклика в пространственно смещенные преобразованные события; буферную память (32) для хранения событий в виде списка для хранения действительных событий, имеющих метку времени; процессор (34) восстановления для реконструирования действительных событий в виде изображения области (18) сканирования; и дополнительно содержащий: процессор (38) анализа изображения, который анализирует изображение, реконструированное процессором (34) восстановления, на предмет артефактов движения и распознает события излучения для преобразования процессором (30) преобразования событий; при этом анализ посредством процессора (38) анализа изображения применяется несколько раз с целью уменьшения артефактов в реконструированном изображении с каждым повтором.

Изобретение относится к устройству рентгеновской визуализации и способу рентгеновской визуализации с использованием рентгеновских лучей. .

Изобретение относится к медицине, а именно к нейрохирургии. Проводят дифференциальную диагностику малого и вегетативного состояния сознания.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к дозиметрии облучения. Дозиметр измерения дозы облучения субъекта во время сеанса лучевой терапии под контролем магнитно-резонансной визуализации содержит корпус, наружная поверхность которого выполнена с возможностью размещения субъекта, в котором каждая из отдельных ячеек содержит оболочки, заполненные дозиметром излучения магнитного резонанса.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к системам магнитно-резонансной визуализации. Медицинское устройство содержит систему магнитно-резонансной визуализации, которая содержит магнит, клиническое устройство и узел токосъемного кольца, выполненный с возможностью подачи электропитания в клиническое устройство.

Изобретение относится к медицине, лучевой диагностике и может быть использовано для прогноза течения заболеваний, развития патологических состояний в области гиппокампов.

Изобретение относится к медицине, нейрохирургии и нейрорадиологии. Проводят анализ МРТ снимков в режиме T1 c контрастированием поэтапно.

Изобретение относится к медицине, неврологии, дифференциальной диагностике умеренных когнитивных расстройств (УКР) сосудистого и дегенеративного генеза для назначения более активной и патогенетически оправданной терапии на додементной стадии заболевания.

Изобретения относятся к медицинской технике, а именно к области диагностической визуализации. Система диагностической визуализации, обеспечивающая осуществление способа передачи данных безопасности/экстренных данных, содержит первый контроллер, который обнаруживает какие-либо небезопасные или опасные состояния в диагностическом сканере и генерирует данные безопасности/экстренные данные, блок связи, который генерирует сигнал с использованием цифрового протокола и передает через локальную цифровую сеть, выполненный с возможностью получать приоритет перед доставкой пакетов через локальную цифровую сеть и внедрять сигнал в локальную цифровую сеть.
Изобретение относится к медицине, рентгенологии, ортопедии, травматологии, онкологии, нейрохирургии, предназначено для исследования позвоночника при выполнении магнитно-резонансной томографии.

Изобретение относится к неврологии, в частности прогнозированию функционального исхода острого ишемического инсульта. Проводят оценку общего балла по шкале инсульта NIH и осуществляют КТ-перфузию головного мозга в первые сутки острого периода заболевания.

Изобретение относится к медицине, лучевой диагностике, оториноларингологии, торакальной хирургии и пульмонологии. Диагностику трахеомаляции проводят с помощью МРТ короткими быстрыми последовательностями Trufi или HASTE, с получением Т2-ВИ, в аксиальной проекции.
Наверх