Введение
Камера для регистрации гамма-излучения
Гамма-камера (γ-камера), также называемая сцинтилляционной камерой или камерой Энгерa, – это устройство, используемое для визуализации гамма-излучения, испускаемого радиоизотопами, метод, известный как сцинтиграфия. Области применения сцинтиграфии включают раннюю разработку лекарственных препаратов и ядерную медицинскую визуализацию для наблюдения и анализа изображений человеческого тела или распределения медицинских радионуклидов, введенных инъекционно, ингаляционно или перорально, испускающих гамма-лучи.
Методы визуализации
Сцинтиграфия ("сцинт") – это использование гамма-камер для регистрации излучения, испускаемого внутренними радиоизотопами, с целью создания двухмерных изображений. Визуализация с помощью ОФЭКТ (однофотонной эмиссионной компьютерной томографии), применяемая при проведении ядерной стресс-тестировки сердца, выполняется с использованием гамма-камер. Обычно вокруг пациента медленно вращают один, два или три детектора или головки. Многодетекторные гамма-камеры также могут использоваться для позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ), при условии, что их аппаратное и программное обеспечение можно настроить для регистрации "совпадений" (практически одновременных событий на двух разных детекторах). ПЭТ-изображение, полученное с помощью гамма-камеры, значительно уступает изображению, полученному с помощью специально разработанного ПЭТ-сканера, поскольку кристалл сцинтиллятора обладает низкой чувствительностью к высокоэнергетическим фотонам аннигиляции, а площадь детектора значительно меньше. Однако, учитывая низкую стоимость гамма-камеры и ее дополнительную гибкость по сравнению с выделенным ПЭТ-сканером, эта методика полезна в тех случаях, когда затраты и ресурсы, необходимые для ПЭТ-сканера, не могут быть оправданы.
Строительство
Гамма-камера состоит из одной или нескольких плоских кристаллических плоскостей (или детекторов), оптически соединенных с массивом фотоумножителей в узле, известном как "головка", установленном на опорной конструкции (портале). Опорная конструкция подключена к компьютерной системе, которая управляет работой камеры, а также принимает и сохраняет изображения. Конструкцию гамма-камеры иногда называют камерной конструкцией с радиационным разделением. Система накапливает события, или счета, гамма-фотонов, поглощенных кристаллом в камере. Обычно используется большой плоский кристалл йодида натрия с добавлением таллия NaI(Tl) в герметичном корпусе, защищенном от света. Высокоэффективный метод регистрации гамма-лучей был открыт в 1944 году сэром Сэмюэлем Карраном во время работы над Манхэттенским проектом в Калифорнийском университете в Беркли. Физик, лауреат Нобелевской премии Роберт Хофштадтер также работал над этой методикой в 1948 году. Кристалл сцинтиллирует в ответ на воздействие гамма-излучения. Когда гамма-фотон покидает пациента (которому был введен радиофармпрепарат), он выбивает электрон из атома йода в кристалле, и при возвращении выбитого электрона в основное энергетическое состояние возникает слабое свечение. Первичное явление возбужденного электрона аналогично фотоэффекту и (особенно в случае гамма-лучей) эффекту Комптона. После возникновения вспышки света она регистрируется. Фотоумножители (ФЭУ) за кристаллом обнаруживают флуоресцентные вспышки (события), а компьютер суммирует счета. Компьютер реконструирует и отображает на мониторе двухмерное изображение относительной пространственной плотности счета. Это реконструированное изображение отражает распределение и относительную концентрацию радиоактивных индикаторов, присутствующих в визуализированных органах и тканях.
Обработка сигналов
Хэл Энгер разработал первую гамма-камеру в 1957 году. Его оригинальная конструкция, часто называемая камерой Энгер, до сих пор широко используется. Камера Энгер использует наборы фотоумножителей (PMT). Как правило, каждый фотоумножитель имеет открытую поверхность диаметром около 7,6 см, а сами трубки расположены в гексагональной конфигурации позади поглощающего кристалла. Электронная схема, соединяющая фотодетекторы, устроена таким образом, чтобы отражать относительное совпадение световой флуоресценции, регистрируемой элементами гексагонального массива детекторов. Все фотоумножители одновременно регистрируют (предположительно) одну и ту же вспышку света в различной степени, в зависимости от их положения относительно фактического события. Таким образом, пространственное расположение каждой отдельной вспышки флуоресценции отражается в виде паттерна напряжений в соединяющей схеме. Место взаимодействия гамма-кванта с кристаллом можно определить путем обработки сигналов напряжения от фотоумножителей; проще говоря, положение определяется путем взвешивания положения каждого фотоумножителя по величине его сигнала и последующего вычисления среднего взвешенного положения. При фиксированной толщине септы разрешение коллиматора уменьшается с увеличением эффективности и расстояния от источника до коллиматора. Отдельные отверстия коллиматора ограничивают фотоны, достигающие кристалла, конусообразной формой; вершина конуса находится в центре средней линии каждого отверстия и простирается от поверхности коллиматора наружу. Однако коллиматор также является одним из источников размытия изображения, поскольку свинец не полностью ослабляет падающие гамма-кванты, и возможно некоторое перекрестное влияние между отверстиями. В отличие от линз, используемых в камерах видимого света, коллиматор ослабляет большую часть (>99%) падающих фотонов и, следовательно, значительно ограничивает чувствительность камеры. Для получения достаточной экспозиции для регистрации достаточного количества сцинтилляционных точек и формирования изображения необходимо присутствие значительного количества излучения. Однако ни одна из подобных систем не получила широкого распространения в клинической практике. Лучшие современные конструкции камер способны различать два отдельных точечных источника гамма-квантов, расположенных на расстоянии от 6 до 12 мм, в зависимости от расстояния до коллиматора, типа коллиматора и используемого радионуклида. Пространственное разрешение быстро снижается с увеличением расстояния от поверхности камеры. Это ограничивает пространственную точность компьютерного изображения: это размытое изображение, состоящее из множества обнаруженных, но неточно локализованных сцинтилляций. Это является серьезным ограничением для систем визуализации сердечной мышцы, поскольку толщина нормальной сердечной мышцы левого желудочка составляет около 1,2 см, а большая часть мышцы левого желудочка – около 0,8 см, при этом она постоянно движется и большая ее часть находится на расстоянии более 5 см от поверхности коллиматора. Для компенсации этого лучшие системы визуализации ограничивают подсчет сцинтилляций частью цикла сокращения сердца, что называется фазовой синхронизацией (gating), однако это дополнительно снижает чувствительность системы.