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.

Изобретение относится к медицинской технике, к устройствам магнитно-резонансной томографии (МРТ). Магнитно-резонансный томограф включает источник постоянного магнитного поля, блок формирования градиентного магнитного поля, генератор радиочастотных импульсов, приемник и усилитель электромагнитного поля из метаматериала, расположенный вблизи приемника. Метаматериал включает набор протяженных изолированных друг от друга преимущественно ориентированных проводников, каждый из которых характеризуется длиной li, среднее значение которой равно L, расположенных на расстояниях si друг от друга, среднее значение которых равно S, имеющих поперечные размеры di, среднее значение которых равно D, а среднее значение длин проводников удовлетворяет условию 0,4λ<L<0,6λ, где λ - длина волны радиочастотного сигнала в метаматериале, среднее значение расстояний между проводниками - 0,001λ<S<0,1λ, среднее значение поперечных размеров проводников - 0,00001λ<D<0,01λ, и проводники выполнены из немагнитного материала. Использование изобретения позволяет минимизировать уровень радиочастотного электрического поля в области пациента и повысить уровень радиочастотного магнитного поля. 4 з.п. ф-лы, 3 ил.

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.

Наверх