СИСТЕМА ПОЗИТРОН-ЭМИССИОННОЙ ТОМОГРАФИИ Российский патент 2010 года по МПК G01T1/29 

Уровень техники

В течение длительного времени технологии формирования изображений в медицинских целях основывались в основном на физических принципах рентгеновской радиографии или ультрасонографии. Развитие этих двух технологий в основном касалось приема изображения, программного обеспечения обработки изображения и хранения данных. В последние годы появление других технологий, основанных на иных физических механизмах, открыли новые горизонты в сфере использования изображений в исследовании морфологии и функциональности человеческого тела.

В качестве недавнего примера можно привести позитронно-эмиссионную томографию (называемую также позитрон-эмиссионной томографией и сокращенно ПЭТ), применяемую в основном для диагностики раковых заболеваний, причем экономическая эффективность ПЭТ подтверждена при выявлении раковых заболеваний, разработке терапии и оценке ее эффективности. Базовым принципом систем ПЭТ, как и любого другого медицинского метода с использованием радиоактивности, является детектирование гамма-излучения от радиоактивного вещества, введенного в человеческое тело. В случае ПЭТ радиоактивное вещество содержит радиоизотопы атомов, присутствующих в биологических молекулах, и, следовательно, более тесно связанных с определенными биохимическими механизмами и клетками (например, основанная на глюкозе молекула фтордеоксиглюкозы предпочтительно фиксируется раковыми клетками, имеющими более высокую скорость метаболизма). Данная молекула, служащая маркером физиопатологического процесса, обнаруживается по испусканию позитрона, в результате аннигиляции которого при взаимодействии с электроном атома в двух противоположных направлениях испускаются два моноэнергетических гамма-фотона. Для идентификации присутствия фотонов и определения координат точки их испускания необходимо располагать системой детектирования излучения. Координаты точки испускания фотонов определяются по пересечению нескольких линий, генерируемых при испускании пар фотонов.

Диагностика раковых заболеваний

Ранняя диагностика рака становится приоритетным направлением в здравоохранении растущего количества стран. Особенно важной является диагностика рака молочной железы. Рак молочной железы возникает у очень большого числа женщин (примерно у одной женщины из девяти), так что он является второй главной причиной смерти от рака у женщин всех возрастов и главной причиной у женщин в возрасте от 40 до 49 лет (L.W.Basset, V.Р.Jackson. Diagnosis of Diseases of Breast. W.B.Saunders Company, 1997, Chapter 23). С другой стороны, раннее обнаружение обеспечивает очень высокий уровень излечения (Р.A.Newcomb, P.M.Lantz. Breast cancer research and treatment, 1993, 28(2), pp.97-106).

К сожалению, качество традиционной рентгеновской маммографии является неудовлетворительным. Суммарная чувствительность рентгеновской маммографии оцениваемая как отношение истинных положительных диагнозов к общему количеству положительных диагнозов, равна примерно 80%, причем она зависит от типа груди. Для груди с большим содержанием жировых клеток чувствительность может составить 95% при наименьшем размере обнаруживаемой опухоли около 5 мм, тогда как для плотных тканей груди чувствительность падает до 70% при предельном минимальном размере опухоли 10-20 мм. Размер обнаруживаемой опухоли является существенным фактором, поскольку с ним связано прогнозирование заболевания. С другой стороны, специфичность, определяемая как отношение количества истинных негативных диагнозов к общему количеству негативных диагнозов, является довольно низкой, обычно около 30%. Как следствие, выполняется большое количество нетребующихся биопсий или даже вспомогательных рассечений, что связано с большими затратами для общества, даже без учета психологической нагрузки на женщин.

Вместе с тем, метаболические методы на основе ПЭТ с использованием ¹⁸F-диоксиглюкозы (¹⁸F-fluoro-deoxy-glucose, FDG) продемонстрировали отличную (близкую к 100%) чувствительность к злокачественным тканям вследствие значительно более высокого поглощения глюкозы раковыми клетками по сравнению с нормальной тканью. ПЭТ, использующая FDG в качестве маркера метаболической активности опухоли в отношении глюкозы, является неинвазивной технологией визуализации, которая служит для исследования скорее функции тканей и органов, чем их структуры (см. патенты США №№5453623, 5961457).

Настоящее изобретение отвечает потребностям в высокоспецифичном устройстве ПЭТ (ПЭТ-томографе) с пространственным разрешением порядка 1 мм для эффективного диагностирования 1а стадии раковых заболеваний.

Мотивация разработки функционального устройства визуализации

Морфологические методы, как и обычная рентгеновская маммография или эхография, позволяют получать изображения вариаций плотности тканей внутри тела. Корреляцию между более плотными областями и раковыми опухолями не всегда легко установить. Кроме того, очень часто рак характеризуется малоконтрастными структурами в области низкоэнергетического рентгеновского излучения, что приводит к низкой чувствительности. Это утверждение относится, прежде всего, к 40% женщин с плотными тканями груди, для которых рентгеновская маммография не обнаруживает 50% раковых заболеваний.

Высокий уровень ложных положительных диагнозов приводит к большому количеству необязательных биопсий: от 60% до 85% биопсий, проводимых по результатам диагностики с визуализацией рентгеновскими или ультразвуковыми методами, не подтверждают злокачественной патологии (L.P.Adier, Beast Imaging Conference, Rome, May, 2000). Количество необязательных биопсий только в США оценивается равным 600000 в год, что соответствует затратам в размере 1 млрд долларов США. Еще более критичным является слишком большое число ложных негативных диагнозов, что часто влечет фатальные последствия для пациентки. Другие методы, такие как ядерно-магнитно-резонансная томография (Magnetic Resonance Imaging, MRI) и эхография пока еще не доказали, что их эффективность выше, чем у рентгеновских методов.

Таким образом, существует четко выраженная потребность в повышении чувствительности и специфичности диагностики. Кроме того, требуется не только диагностировать рак молочной железы; все более полезной становится его биологическая оценка. Известно, что опухолевые клетки обладают значительно большей скоростью метаболизма глюкозы, чем здоровые клетки. Поэтому можно ожидать, что позитронно-эмиссионная томография (ПЭТ) с использованием ¹⁸F-диоксиглюкозы (FDG) в качестве радиоактивного маркера будет обладать высокой чувствительностью. Действительно, метааналитическое исследование, проведенное на 259 пациентах (L.P.Adler, Beast Imaging Conference, Rome, May, 2000), дало такие результаты: чувствительность (количество истинных положительных диагнозов/общее количество положительных диагнозов) 92%, специфичность (количество истинных негативных диагнозов/общее количество негативных диагнозов) 94%, точность (количество истинных положительных и негативных диагнозов/общее количество диагнозов) 92%.

Хотя объемы клинических исследований пока еще ограничены, представляется, что метод ПЭТ может привести к существенным улучшениям в диагностике рака молочной железы. С использованием ¹⁸F-FDG уже получены определенные результаты:

а) при диагностике злокачественных новообразований наблюдались чувствительность в интервале от 77% (К Yutani et al. Detectability of FDG-PET and MIBI-SPECT to breast tumor, J. Nucl. Med., 1997, 38, p.68) до 100% (К Yutani et al. Correlation of F-18-FDG и Tc-99m-MIBI uptake with proliferative activity in breast cancer (abstract), J. Nucl. Med., 1999, 40, pp.16-17) и специфичность в интервале от 84% (N.Avril et al. Metabolic characterization of breast tumours with positron emission tomography with F-18 fluorodeoxyglucose, J. Clin. Oncol., 1996, 14, pp.1848-1857) до 100% (D.Noh et al. Diagnostic value of positron emission tomography for detecting breast cancer, World J. Surg., 1998, 22, pp.223-228);

b) Применительно к диагностированию очагового вовлечения ганглий, имеющего принципиальное значение для начальных стадий заболевания, найденные значения чувствительности и точности были около 97% и 93% соответственно (Н.Bender et al. Breast imaging with positron emission tomography. In: Taillefer R., Khalkhali I., Waxman A.D. et al. (Eds). Radionuclide imaging of breast. New York, Marcel Dekker, 1998, pp.147-175).

Опыт использования ПЭТ-сканеров всего тела указывает на то, что чувствительность зависит от размера пораженной области: она близка к 90% для опухолей размером более 2 см, но составляет только 25% для опухолей менее 1 см (С.Rose et al. Nucl. Med. Commun., 2002, 23, pp.613-618). Эти результаты, особенно чувствительность к малым опухолям, могут быть существенно улучшены с помощью специализированного ПЭТ-прибора согласно изобретению.

1.3. Мотивация разработки системы сканирования части тела

ПЭТ-сканеры для всего тела используются в клиниках для диагностирования и определения стадии широкого круга онкологических заболеваний. По сравнению с системами ПЭТ всего тела оборудование, специализированное для определенных частей тела, потенциально имеет лучшее пространственное разрешение, обеспечиваемое более мелкой сегментацией кристаллов. Кроме того, оно позволяет достичь более детального покрытия анализируемой зоны, что приводит к лучшей чувствительности. Система ПЭТ всего тела вследствие своей открытой геометрии весьма чувствительна к фоновому излучению тела и это приводит к меньшему отношению целевой сигнал/фон. При этом известные системы ПЭТ громоздки и дороги.

Важным параметром ПЭТ является чувствительность при счете импульсов от целевого объекта, поскольку ее повышение сокращает время анализа и уменьшает вводимую дозу, что приводит к снижению радиационной нагрузки на пациента (пациентку). Чувствительность зависит от геометрических и физических параметров детектора. Геометрия детектора должна обеспечить максимально большой телесный угол приема, хотя и существуют некоторые ограничения, накладываемые процессом построения изображения, а также особенностями анатомии человеческого тела и аналитической практикой. Толщина детектора и физические свойства кристалла (его плотность и состав) определяют вероятность фотоэлектрического взаимодействия для эмитируемых фотонов и, следовательно, оказывают непосредственное влияние на чувствительность ПЭТ.

С другой стороны, длина кристалла обуславливает эффект параллакса в процессе построения изображения и связанное с этим ухудшение разрешающей способности применительно к положению. Эффект параллакса представляется важным фактором, особенно при использовании планарных детекторов, расположенных вплотную к исследуемому объекту. Как следствие, необходимы кристаллы высокой плотности в сочетании с методом, обеспечивающим информацию о глубине взаимодействия.

Способность аккумулировать за короткий временной интервал статистические данные, необходимые для построения качественного изображения, зависит от характеристик системы сбора данных. Необходимая скорость сбора данных должна превышать 1 млн событий в секунду. Такая скорость соответствует, например, общей введенной дозе 10 мКи, охвату 2% груди и геометрическому коэффициенту детектора и его эффективности, достигающей 10%. С другой стороны, детектор будет подвергаться воздействию большого потока фотонов от распадов, происходящих во всем теле. Поэтому важно уменьшить этот поток, насколько это возможно в специализированном устройстве, имеющем большую приемную способность для исследуемого органа и малую приемную способность для остальной части тела. Тем не менее, необходимо, чтобы система сбора данных была способна работать при частоте (скорости) поступления одиночных фоновых фотонов порядка 10 МГц (2,5% от общего количества распадов при дозе 10 мКи). Для таких условий общая эффективность электроники, обеспечивающей считывание и сбор данных, должна предпочтительно превышать 95%.

В условиях значительного фонового потока одиночных фотонов особую важность представляет достижение очень хорошего временного разрешения, чтобы минимизировать количество случайных двухфотонных событий. При указанных скоростях и при среднеквадратическом значении длительности приема одного фотона, равной 1 нс, уровень фоновых совпадений должен быть менее 30% от истинного уровня.

Количество событий, регистрируемых в единицу времени, зависит от телесного приемного угла детектора. При рассмотрении на схематичном уровне данный угол пропорционален D², где D - диаметр кольца (в случае ПЭТ всего тела) или расстояние между двумя пластинами (в случае ПЭТ части тела). Если принять в качестве примера, что в случае ПЭТ всего тела диаметр кольца D=60 см, а расстояние между пластинами D=10 см, телесный приемный угол для ПЭТ части тела примерно в 15 раз больше, чем для ПЭТ всего тела (если принять коэффициент потерь, учитывающий неполный угловой охват в конфигурации с двумя пластинами, равным 2,5).

Система с двумя пластинами согласно изобретению имеет пространственное разрешение 1-2 мм, что примерно в 5 раз выше, чем у типичных систем ПЭТ всего тела. Отсюда следует, что эффективность применительно к малым опухолям (~1-2 мм) по сравнению с ПЭТ всего тела повышается примерно на порядок благодаря улучшенному разрешению и увеличенному углу приема.

Известные системы

ПЭТ-устройства с параллельными пластинами

Ранее уже было предложено несколько ПЭТ-устройств с параллельными пластинами, преимущественно для позитронно-эмиссионной маммографии (ПЭМ). В одной из первых исследовательских работ на эту тему (С.Thompson et al. Positron Emission Mammography (PEM): Promising Technique for Detecting Breast Cancer, IEEE Trans. Nucl. Sci., 1995, Vol.42, No 4, p.1012) обсуждается мотивация для позитронно-эмиссионной маммографии. Описан также ПЭМ-детектор, рассчитанный на встраивание в обычную систему маммографии и выполненный на основе позиционно-чувствительного фотоумножителя (ФЭУ) Hamamatsu R3941-5 и на кристаллах BGO (ортогерманат висмута, Вi₃Gе₄O₁₂).

Несколько групп провели компьютерные моделирования (см., например, R.Freifelder et al. Dedicated PET scanners for breast imaging, Phys. Med. Biol., 1997, 42, pp.2463-2480), чтобы сравнить конструкции ПЭТ-сканеров для построения изображений груди с ПЭТ-сканерами всего тела. Для сопоставления конструкций использовались различные показатели качества, например контраст, среднеквадратические значения уровня фона и отношения сигнал/шум для формируемых изображений. В целом результаты подобных моделирований показывают, что специализированные сканеры обладают лучшей способностью обнаруживать патологические зоны, чем сканеры всего тела.

В работе N.К.Doshi et al. MaxPET: dedicated mammary and axillary region PET imaging system for breast cancer, IEEE Trans. Nucl. Sci., 2001, Vol.48, p.811 и в опубликованной патентной заявке США №2001/040219 описаны аппарат и способ для исследования рака молочной железы, использующие сцинтиллятор на основе LSO (lutetium ortho-oxysilicate, ортосиликат лютеция) и сопрягающий световод. Данная система ПЭТ-визуализации основана на двух планарных сцинтилляционных детекторах, образованных массивами сцинтилляционных кристаллов, фотоумножителями и световодами, сопрягающими кристаллы с фотоумножителями. По сравнению с предшествующими конструкциями (например, по патенту США №5864141) световоды позволяют повысить плотность размещения детекторов и, следовательно, чувствительность. Вместе с тем, световоды вносят значительные световые потери. Временное разрешение совпадений для системы в целом составило 8,1 нс; оценка разрешения в формируемых изображениях равнялась 4 мм.

Рассмотренные конструкции использовали считывание посредством фотоумножителей. Однако они не позволяют разработать метод измерения глубины взаимодействия (depth-of-interaction, Dol) и нечувствительны к событиям, соответствующим комптоновскому рассеянию. При этом пространственное разрешение снижается вследствие хорошо известного эффекта параллакса, а на суммарную чувствительность неблагоприятно влияет относительно низкая вероятность (порядка 25%) того, что оба фотона будут участвовать в фотоэлектрическом взаимодействии. С другой стороны, рассмотренные изобретения касаются исключительно принципов детектирования фотонов и не решают проблему потери чувствительности вследствие наличия мертвого времени при высоких скоростях сбора данных. В них не описан также какой-либо метод выбора событий, соответствующих двухфотонным совпадениям.

Было быстро признано, что измерение Dol является важным аспектом использования планарных детекторов с большим полем зрения и с большим углом приема. Вышеупомянутые конструкции со считыванием посредством фотоумножителей не позволяют реализовать измерение Dol. Одной из первых работ, предложившей решение задачи измерения Dol в ПЭТ-детекторах, была статья W.W.Moses et al. A Room Temperature LSO/Pin Photodiode PET Detector Module that Measures Depth of Interaction, IEEE Trans. Nucl. Sci, 1995, Vol.42, No 4, p.1085. Считывание с детекторного модуля на базе кристаллов, разбитых на пикселы, осуществляется на одной стороне массивом pin-фотодиодов, а на другой - единственным ФЭУ. Разрешение Dol (определяемое как ширина на полувысоте, FWHM) составила 4 мм на стороне фотодиодов и 13 мм на стороне ФЭУ. Данная работа показала, что метод двойного считывания, несмотря на плохое достигнутое разрешение, видимо, способен обеспечить измерение Dol. Впоследствии были разработаны улучшенные варианты первоначальной концепции, в том числе ПЭМ-сканер, описанный в работе J.S.Huber et al. Development of LBNL Positron Emission Mammography Camera, Proceedings IEEE Medical Imaging Conference, 2003.

Публикация Р.Lecoq, J.Varela. ClearPEM, a dedicated PET camera for Mammography, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research, 2002, 486, pp.1-6 описывает концепцию ПЭМ-системы, способной определять Dol и обладающей высокой чувствительностью. В качестве базового компонента детектора использован LuAP. Данный кристалл имеет плотность 8,34 г·см^-3 (по сравнению с 7,4 г·см^-3 для LYSO (ортосиликат лютеция-иттрия, Lutetium Yttrium Orthosilicate) и 7,1 г·см^-3 для BGO). Однако он имеет низкий выход (10 фотон/кэВ по сравнению с 27 фотон./кэВ для LYSO и 9 фотон./кэВ для BGO). Пик спектра испускания лежит у 365 нм, а постоянная времени сигнала равна 18 нс (по сравнению с 40 нс для LYSO и 300 нс для BGO). Детекторный узел использует две плоскости детектирования, каждая из которых образована заданным количеством матриц кристаллов (по 8×4 кристаллов). Общее количество кристаллов близко к 3000 на плоскость, перекрывающую площадь 10×12 см². Информация о глубине взаимодействия получается фосвич-методом (phoswich technique): вместо одного кристалла длиной 20 мм используются два кристалла длиной 10 мм с различными постоянными времени. Форма сигнала позволяет выделить сегменты длины, в которых имело место взаимодействие. В качестве альтернативы был предложен способ, основанный на считывании с передней и задней сторон кристалла в сочетании с двумя лавинными фотодиодами для преобразования света от кристалла на обоих концах в электрические сигналы. Система требует малошумящих усилителей и высокого уровня интеграции электроники для обеспечения компактности (64 канала усиления на одном чипе). Наибольший сигнал мультиплексируется и подается на выход чипа вместе с двоичным кодом идентификации канала. Предложена также система сбора данных на основе архитектуры с полной синхронизацией. Настоящее изобретение является результатом исследования, инициированного этой ранней поисковой работой.

Возможность объединения ПЭМ-детекторов с биопсийными устройствами была впервые продемонстрирована в работе Raylman et al. An Apparatus for Positron Emission Mammography Guided Biopsy, J. Nucl. Med., 2001, 42, pp.960. Система ПЭМ состояла из двух квадратных (10 см × 10 см) наборов детекторов, образованных дискретными блоками (3 мм × 3 мм × 10 мм) кристалла GSO. Сцинтилляционное излучение принималось наборами позиционно-чувствительных ФЭУ. Головки детектора устанавливались на столе для стереотаксической цифровой биопсии компании Lorad на расстоянии 18 см одна от другой. Хотя сам ПЭМ-детектор не рассматривался в то время в качестве важной инновации, интеграция с коммерческой биопсийной системой явилась важным этапом развития.

Проведенные ранее многочисленные поисковые работы были направлены на то, чтобы заменить стандартные позиционно-чувствительные ФЭУ, обычно применяемые в ПЭТ-детекторах для преобразования излучения сцинтилляции, каким-либо полупроводниковым фотоприемником. Такие приемники существенно меньше, потенциально дешевле и нечувствительны к магнитным полям, что делает их потенциально привлекательными для совместного использования ПЭТ и МРТ. Малогабаритные устройства-прототипы, в которых используется комбинация кристаллических сцинтилляторов с лавинными фотодиодами (ЛФД), описаны в работах A.Saoudi et al. A Novel APD-Based Detector Module for Multi-Modality PET/SPECT/CT Scanners, IEEE Trans. Nucl. Sci, 1999, Vol.46, p.1089 и Ziegler et al. A prototype high-resolution animal positron tomograph with avalanche photodiode arrays and LSO crystals, European Journal of Nuclear Medicine and Molecular Imaging, 2001, Vol.28, No 2, pp.136-143.

Хотя ЛФД открывают элегантный путь к созданию компактных систем ПЭТ, у них есть свои недостатки. Наиболее важный из них - это намного меньшее усиление по сравнению с ФЭУ. Это обстоятельство требует использования современных усилительных устройств с низким уровнем шума, что является проблемой для визуализирующих систем более крупных, чем экспериментальные образцы с несколькими каналами. С другой стороны, благодаря пиксельной природе фотодиодов общее число каналов считывания увеличивается пропорционально квадрату размера детектора, тогда как для позиционно-чувствительных фотоумножителей увеличение происходит по линейному закону. Это указывает на потребность в электронных системах сбора данных для построения на базе лавинных фотодиодов высокочувствительных ПЭТ-сканеров с большим полем зрения. Стало очевидным, что широкое использование ЛФД в системах ПЭТ с большим количеством каналов требует дополнительных усовершенствований электронных систем. Инновации, вводимые настоящим изобретением, направлены, в первую очередь, на решение этой задачи.

Более поздняя публикация, патентная заявка США №2003/0105397 описывает электронную схему считывания для компактных ПЭТ-устройств высокого разрешения на базе сцинтилляторов на кристаллах LSO и наборов лавинных фотодиодов (ЛФД). Основу системы считывания составляет специализированная микросхема (ASIC, Application Specific Integrated Circuit) для наборов LSO/ЛФД, рассчитанная на применения, связанные с диагностикой рака молочной железы. В схеме использованы входной каскад на базе усилителя напряжения, управляемого током, и дискриминаторы переднего фронта для синхронизации отсчетов. Сообщается, что на экспериментальном образце с дискретными электронными компонентами получено временное разрешение 3,6 нс (FWHM). Глубина взаимодействия определяется за счет снятия отсчетов с двух концов кристалла LSO, причем сообщается о разрешении 2,5 мм (FWHM).

Критичной частью данной работы являлась схема ASIC, ориентированная на создание компактной системы ПЭТ с большим числом каналов. Работа была сконцентрирована на разработке скоростного входного усилителя, совместимого с параметрами нарастания переднего фронта ЛФД-сигналов. Для целей запуска ASIC использует классический дискриминатор переднего фронта, точность которого в отношении временных параметров ограничена вследствие влияния времени регистрации, ассоциируемого с импульсами различной амплитуды. Данное решение имеет несколько недостатков. Временное разрешение зависит от диапазона амплитуд сигналов (расширение данного диапазона соответствует увеличению времени срабатывания дискриминатора), что делает необходимым ограничить амплитудную динамику с целью сохранения временного разрешения, совместимого с низким уровнем случайных совпадений двухфотонных событий. Однако подобное ограничение подразумевает сокращение диапазона передних и задних сигналов и, как следствие, ухудшение разрешения Dol. Оно подразумевает также низкое качество измерений комптоновских событий с множественными соударениями при различных энергиях. Кроме того, заявка №2003/0105397 не рассматривает проблемы сбора данных и не предлагает архитектуру, способную сохранять высокую чувствительность при высоких скоростях сбора данных.

Электроника и сбор данных в системах ПЭТ

Электроника и системы сбора данных участвуют в комплексном процессе, ведущем к построению конечного изображения. Его началом является взаимодействие излучения в теле человека, за которым следуют физические процессы, связанные с детектированием частиц и с генерированием соответствующих электрических сигналов. После этого электронные системы осуществляют аналоговую обработку сформированных электрических сигналов, обычно включающую усиление принятых импульсов и преобразование аналогового сигнала в цифровое представление. Система запуска идентифицирует факты взаимодействия частиц в детекторе (события), подготавливая тем самым условия для процесса сбора данных. После этого система сбора данных приступает к сбору цифровых данных, осуществляя в реальном времени отбор релевантной информации. В заключение собранные данные переносятся на компьютер данных, в котором они хранятся в долговременной памяти (на жестком диске или на магнитной ленте). Сохраняемые файлы данных содержат перечень событий (режим перечня) и (для каждого события) запись обнаруженных частиц и их свойств (координат, времени, энергии и т.д.) или предварительно обработанную информацию в формате, удобном для процесса формирования (реконструкции) изображения (например, в виде синограмм). Современные медицинские системы визуализации имеют тенденцию использовать большое количество индивидуальных датчиков (кристаллов, пикселов и т.д.) в стремлении улучшить пространственное разрешение в изображении. Каждый такой датчик ассоциирован с входной аналоговой электроникой, формирующей детекторный канал. Количество таких каналов существенно варьируется от устройства к устройству, достигая в настоящее время максимального значения порядка десяти тысяч.

Фактором, ограничивающим эффективность медицинских визуализирующих систем, являлась система сбора данных (J.Varela. Electronics and Data Acquisition in Radiation Detectors for Medical Imaging. Nuclear Instruments and Methods in Physics Research, 2004, pp.52721-26), накладывающая ограничения на максимальную скорость следования событий. Чтобы минимизировать дозу, вводимую пациентам (пациенткам), и сократить задержку начала исследования, необходимо существенно повысить эффективность данных систем. Современные системы требуют обеспечить способность работать при потоке запускающих событий порядка 1 млн событий в секунду и при скоростях сбора данных до 500 Мбайт/с. Таких показателей нужно достичь без потери эффективности в связи с эффектами мертвого времени. Данные требования являются трудновыполнимыми и, как следствие, уровень, достигнутый в медицинских системах визуализации, остается относительно низким.

На эффективность систем сбора данных влияют различные источники мертвого времени. В контексте данного описания мертвое время определяется как время, в течение которого система не может принимать и регистрировать новые события. Имеются три основных источника мертвого времени. Первым из них является время, которое требуется детектору и ассоциированной с ним электронике для формирования электрических импульсов. Вторым источником мертвого времени является аналого-цифровое преобразование. При использовании аналого-цифровых преобразователей (АЦП) с интегрированием заряда мертвое время на одно преобразование составляет порядка 100 мкс, что может явиться серьезным ограничением. И, наконец, самым важным источником мертвого времени обычно является время, которое необходимо системе для выполнения алгоритма запуска и для того, чтобы считать цифровые данные и очистить локальные ячейки памяти для следующего события.

Относительное мертвое время задается выражением:

где δ - абсолютное мертвое время на одно событие, a R - истинная скорость следования событий. Скорость сбора данных определяется как:

Если произведение Rδ становится равным 1, скорость сбора данных составит всего около 37% от истинной скорости. После того как Rδ превысит 1, скорость сбора данных убывает, даже если истинная скорость увеличивается.

Раскрытие изобретения

В данном разделе кратко описывается полная визуализирующая система ПЭТ, предназначенная для исследования частей тела, таких как грудь, аксиллярная область, голова, шея, печень, сердце, легкие, область простаты и конечности. Система, в первую очередь, ориентирована на диагностирование и последующее наблюдение различных форм рака в различных частях человеческого тела.

Система может быть использована также для получения функциональных изображений внутренних областей частей тела, основываясь на связи конкретных молекул, маркированных излучателем позитронов, с определенными областями, органами, тканями, видами активности или функциями человеческого тела.

Система по изобретению может быть также использована для ПЭТ-исследований небольших животных.

Для того чтобы получить улучшенное качество изображения по сравнению с предыдущими системами или предложениями, в изобретении разработаны и объединены различные инновационные аспекты.

Описание системы

Система ПЭТ части тела состоит из:

- ПЭТ-детектора, образованного двумя или более детекторными пластинами (головками детектора), размеры которых оптимизированы применительно к груди, аксиллярной области, мозгу и области простаты;

- механизированных средств, обеспечивающих перемещение пластин под ручным или компьютерным управлением с возможностью сбора данных при нескольких ориентациях, требуемых для реконструкции томографического изображения;

- системы электроники, состоящей из системы входной электроники, расположенной на головках детектора, и из системы запуска и сбора данных, расположенной в каркасных модулях (крейтах), т.е. вне детектора;

- компьютерных программ сбора данных и управления;

- компьютерных программ реконструкции изображения и анализа, обеспечивающих реконструкцию, визуализацию и анализ данных, полученных в процессе исследования.

Конфигурация системы

Детекторные пластины способны вращаться вокруг оси ПЭТ под управлением компьютера, что позволяет проводить сбор данных в нескольких ориентациях, требуемых для томографической реконструкции изображения.

ПЭТ-детектор в целом может разворачиваться на 90°, позволяя проводить исследования в двух различных конфигурациях, соответствующих горизонтальному или вертикальному положению вышеупомянутой оси ПЭТ.

Механизированные средства обеспечивают перемещение пластин под ручным или компьютерным управлением Предусмотрена возможность различных перемещений, в том числе вертикального перемещения для настройки положения пластин по высоте, горизонтального перемещения для настройки положения пластин, вращения пластин вокруг оси ПЭТ, обеспечивающего реконструкцию томографического изображения, и разворота системы ПЭТ на 90°.

Интеграция с другими системами

Система ПЭТ части тела согласно изобретению может быть легко интегрирована с цифровой системой компьютерной томографии (КT) или с оптической системой, формирующей изображения исследуемой части тела, которые могут быть объединены с ПЭТ-изображениями.

Система ПЭТ части тела может быть также объединена с системой стереотаксической биопсии, преимущественно при исследованиях рака молочной железы.

Инновационные особенности

В системе ПЭТ по изобретению интегрированы различные инновационные аспекты:

1. Новая система ПЭТ части тела основана на использовании двух или более детекторных пластин (головок детектора), пригодных для интеграции с КT, с формированием оптических изображений или со стереотаксической биопсией и благодаря своим инновационным особенностям (описываемым далее) характеризуется высокой чувствительностью и отличным разрешением.

2. Система способна за счет идентификации взаимодействий (фотоэлектрических или комптоновских) индивидуальных фотонов (фотонных взаимодействий) детектировать и использовать при реконструкции изображения около 75% событий, в которых, по меньшей мере, один из двух ПЭТ-фотонов испытал комптоновскую диффузию в детекторе. Так называемые комптоновские события, на долю которых приходится около 70% общего количества событий, в известных системах ПЭТ обычно отбрасываются. Благодаря учету значительной части комптоновских событий система по изобретению позволяет в 3 раза повысить чувствительность по сравнению с системами, чувствительными только к фотоэлектрическим событиям.

3. Измерение координат точки взаимодействия фотона внутри детектора обеспечивается с погрешностью не более 1 мм по трем координатным осям за счет использования кристаллов с мелкозернистой гранулярностью и с возможностью осуществления способа измерения третьей координаты, характеризующей глубину взаимодействия (Dol) на основе измерения сцинтилляционного излучения одновременно с двух концов пикселов, образованных кристаллами. Это позволяет достичь пространственного разрешения в реконструированных изображениях порядка 1 мм.

4. Головка детектора интегрирует в компактном механическом блоке большое количество (несколько тысяч) пикселов в виде кристаллов LYSO, каждый из которых имеет размеры 2×2×20 мм³, два фотодатчика (в виде лавинных фотодиодов) на каждый пиксел-кристалл, способных детектировать сцинтилляционное излучение с двух концов кристаллов, и один электронный усилительный канал на каждый фотодатчик.

5. Новая электромеханическая система обеспечивает возможность компьютерного управления перемещениями детекторных пластин, как это описано выше в секции 3.2.

6. Для обработки входных аналоговых сигналов изобретение использует новую синхронную архитектуру, управляемую данными. Эта обработка включает усиление с низким уровнем шума, дискретное считывание (семплирование) сигнала, аналоговое поточное хранение данных и детектирование событий, а также обеспечение мультиплексирования выходных сигналов и функционирование в поточном режиме с фиксированной задержкой на частотах до 100 МГц. Данная архитектура реализована с помощью входных чипов, расположенных на головках детектора. Каскад мультиплексирования выходных сигналов обеспечивает выбор двух каналов, что дает высокую эффективность для комптоновских событий.

7. Использована новая архитектура для измерения в реальном времени моментов детектирования фотонов на основе аналого-цифрового преобразования импульсов детектора и вычисления в цифровой форме времени регистрации импульса. Разрешение при определении совпадения двух ПЭТ-фотонов составляет порядка 0,5 нс, что позволяет удерживать низкий уровень шума, обусловленного случайными совпадениями. Алгоритмы измерения времени реализуются в цифровой электронике, использующей архитектуру, построенную по поточному принципу и работающую на высокой частоте без внесения мертвого времени в процесс сбора данных.

8. Новая архитектура системы запуска и сбора данных обеспечивает возможность работы со скоростью 1 млн ПЭТ-событий в секунду с эффективностью, превышающей 95%, при скорости фоновых фотонных взаимодействий 10 млн фотонов в секунду. Данная архитектура основана на сочетании поточной синхронной части со следующей за ней асинхронной системой считывания с дублированной шиной.

Краткое описание чертежей

На фиг.1 проиллюстрированы конфигурации механической системы для исследования груди (сверху) и аксиллярной области (снизу).

Фиг.2 иллюстрирует на виде сверху интеграцию системы компьютерной томографии (КT) с системой ПЭТ части тела.

На фиг.3 показана конфигурация ПЭТ-КТ-системы для исследования мозга (для простоты показаны только головки ПЭТ-детекторов).

Фиг.4 иллюстрирует на виде сверху интеграцию стереотаксической биопсии с ПЭТ части тела.

Фиг.5 иллюстрирует компоненты детекторного модуля и принципы их сборки.

На фиг.6 показана кассета (супермодуль) из 12 модулей.

Фиг.7 иллюстрирует архитектуру входного чипа.

Фиг.8 иллюстрирует архитектуру системы запуска и сбора данных.

На фиг.9 представлен энергетический спектр фотонов, детектированных кристаллической LYSO-матрицей со считыванием посредством ЛФД марки S8550 при температуре 20°С.

Фиг.10 иллюстрирует температурную зависимость положения фотонных пиков.

Фиг.11 поясняет асимметрию между световыми сигналами на двух сторонах кристалла как функцию точки взаимодействия фотонов.

На фиг.12 показаны профили чувствительности вдоль оси в центральной плоскости поля зрения для различных расстояний между детекторными головками.

На фиг.13 представлена центральная трансаксиальная область реконструированного изображения фантома со скрещением.

Осуществление изобретения

В данном разделе описана визуализирующая система ПЭТ, предназначенная для исследования частей тела, таких как грудь, аксиллярная область, голова, шея, печень, сердце, легкие, область простаты и конечности. Система может быть также использована для ПЭТ-исследований небольших животных. Одна из главных особенностей данной системы заключается в том, что в ней сочетаются и реализуются различные инновационные аспекты для достижения улучшенного качества ПЭТ-изображения по сравнению с предыдущими системами или предложениями.

Система ПЭТ части тела

Конфигурация системы

Геометрическая конфигурация системы ПЭТ части тела характеризуется следующими признаками:

a) ПЭТ-детектор образован двумя или более детекторными пластинами (головками детектора), размеры которых оптимизированы для груди, аксиллярной области, мозга и области простаты,

b) указанные пластины способны вращаться вокруг оси ПЭТ под управлением компьютера, что позволяет проводить сбор данных в нескольких ориентациях, требуемых для томографической реконструкции изображения,

c) ПЭТ-детектор в целом может разворачиваться на 90°, позволяя проводить исследования в двух различных конфигурациях, соответствующих горизонтальному или вертикальному положению вышеупомянутой оси ПЭТ.

На фиг.1 система ПЭТ схематично изображена в положениях для исследования груди и аксиллярной области.

ПЭТ-детектор образован детекторными пластинами (головками детектора) 1. Расстояние между данными пластинами 1 может регулироваться под управлением оператора. По соображениям безопасности значение минимального расстояния является заданным.

Механизированные средства обеспечивают перемещение пластин 1 под управлением компьютера или под ручным управлением. Возможны следующие виды движения:

- вертикальное движение для регулировки высоты пластин;

- горизонтальное движение для настройки положения пластин;

- вращение пластин 1 вокруг оси ПЭТ, позволяющее оптимизировать реконструкцию томографического изображения;

- разворот системы ПЭТ на 90°.

Интеграция с компьютерной томографией (КT)

ПЭТ части тела согласно изобретению легко интегрируется с цифровой системой компьютерной томографии (КT). Такая концепция иллюстрируется фиг.2. На основании 2 могут быть установлены головки детектора 1 ПЭТ части тела, а также рентгеновский источник 6 и рентгеновский детектор 5. Разворот системы вокруг оси 3 под управлением компьютера позволяет одновременно осуществлять сбор данных ПЭТ и КT под различными углами, как это требуется для реконструкции томографического изображения.

Данное сочетание особенно удобно для исследования мозга. Конфигурация механической системы такова, что ПЭТ- и КТ-детекторы 1 могут поворачиваться вокруг головы пациента (фиг.3). Два изображения, реконструированные по данным ПЭТ и КT, могут быть объединены в единое изображение, содержащее одновременно функциональную и структурную информацию.

Интеграция с оптической системой формирования изображения

Система ПЭТ части тела может быть интегрирована с оптической системой, дающей изображения исследуемой части тела, которые могут объединяться с ПЭТ-изображениями. Трехмерное оптическое изображение реконструируется из нескольких фотографий, снятых видеокамерами, установленными в точках 5 и 6 (см. фиг.2). Две эти камеры имеют взаимно дополняющие ориентации в плоскости, содержащей ось 3 поворота. Различные фотографии, сделанные при различных угловых ориентациях в процессе поворота, позволяют произвести трехмерную реконструкцию наружной поверхности кожи. При этом на оптическом изображении будут видны чернильные метки, нанесенные на кожу. После объединения с ПЭТ-изображением эти метки обеспечивают опорные точки, облегчающие хирургическое вмешательство, если оказывается необходимым удаление опухоли.

Интеграция со стереотаксической биопсией

Когда это необходимо, медик должен иметь возможность произвести биопсию области, идентифицированной на ПЭТ-изображении как патологическая. Наибольшая точность достигается с помощью системы стереотаксической биопсии, гидируемой по ПЭТ-изображению: координаты точки, выбранной на ПЭТ-изображении, передают на стереотаксический контроллер, который автоматически перемещает острие иглы в требуемое положение.

Система по изобретению обладает способностью легко интегрироваться с автоматическим биопсийным устройством, которое прикрепляется к системе ПЭТ, как это показано на фиг.4. Головки 1 детектора системы ПЭТ части тела крепятся к основанию 2. Расстояние между головками детектора может регулироваться. Основание 2 может вращаться вокруг оси 4.

Биопсийное устройство состоит из основания 8, системы 9 управления иглой, иглы 7 и фиксаторных элементов (не изображены). Система 9 управления иглой управляет перемещениями иглы 7, устанавливая ее острие в точку с заданными координатами. Фиксаторные элементы, которые можно переустанавливать вдоль главной оси основания 8, служат для сжатия и иммобилизации исследуемой части тела.

Биопсийное устройство интегрировано с системой ПЭТ части тела через ось 4 разворота. Указанные устройство и система могут при этом разворачиваться независимо. Их взаимное угловое смещение автоматически определяется системой управления разворотом. Это угловое смещение является единственным параметром, необходимым для преобразования координат системы ПЭТ в координаты биопсийного устройства. Система 9 управления биопсией должна легко сниматься с основания 8 для того, чтобы позволить детекторным головкам 1 системы ПЭТ поворачиваться вокруг фиксаторных элементов для формирования ПЭТ-изображения иммобилизованной части тела.

Интеграция ПЭТ со стереотаксической биопсией представляет особый интерес в случае исследования груди. В этом случае используется следующая последовательность клинических действий:

a) выполняется полное исследование (области груди и аксиллярных областей). Параллельно может производиться полная реконструкция изображения. Изображения груди будут доступны вскоре после завершения исследования (примерно через 5 мин.);

b) если будет выявлена необходимость биопсии, пациентка снова принимает положение, соответствующее осмотру интересующей груди, воспроизводя, по возможности точно, положение при предыдущем осмотре (для этого могут быть использованы ранее нанесенные метки). Поскольку локализация опухоли уже известна, становится возможным определить (с погрешностью не более 1 см) небольшую область, для которой должна быть выполнена реконструкция изображения. Данная процедура позволит существенно сократить время ожидания. Как только расположение опухоли становится видимым на ПЭТ-изображении, можно произвести биопсию, активировав систему 9 управления иглой.

Очевидно, что биопсию следует выполнять без удаления фиксаторных элементов для фиксации груди. При этом направление введения иглы должно совпадать с направлением сжатия, чтобы гарантировать, что опухоль не сместится под воздействием иглы.

Фиксаторные элементы снабжены отверстиями для прохождения иглы. Вместе с тем, биопсийное устройство может осуществлять угловую настройку направления введения иглы. Сочетание фиксаторных элементов с возможностью настройки биопсийного устройства позволяет подвести иглу к любой точке в объеме груди.

5.2. Концепция ПЭТ-детектора

Детектирование и измерение фотонов

Основу детектора фотонов составляют сцинтилляционные кристаллы высокой плотности (ортосиликат лютеция-иттрия, LYSO, допированный церием) размерами 20×2×2 мм³. Размеры кристалла в поперечном сечении (2×2 мм²) определяются желательным пространственным разрешением, тогда как его продольный размер (20 мм) обусловлен требуемой чувствительностью детектора.

Вероятность того, что два фотона с энергией 511 кэВ испытают фотоэлектрические взаимодействия, составляет только 30%. Поэтому существует сильная мотивация учесть, по меньшей мере, частично комптоновские взаимодействия. Предлагаемая система ПЭТ чувствительна к комптоновскому рассеянию с последующим фотоэлектрическим взаимодействием, с эффективностью идентификации и реконструкции двухфотонных событий, составляющей 75%.

Энергия соударения характеризуется суммой амплитуд импульсов от кристалла после калибровки канала. Продольная координата соударения находится из относительных амплитуд импульсов на обоих концах кристалла с использованием алгоритма, который зависит от способности оптической системы собирать излучение. Момент соударения находится по измерению фазы импульса относительно системных часов.

Комптоновские события, соответствующие двойному соударению, обнаруживаются идентификацией двух соударений в детекторных пластинах, совпадающих по времени и совместимых с общей энергией 511 кэВ. Алгоритм, основанный на кинематике комптоновской диффузии, используется для идентификации соударений, связанных с комптоновской диффузией или с фотоэлектрическими взаимодействиями. Идентификация проводится с высокой эффективностью (порядка 90%).

ПЭТ-система по изобретению сконструирована так, чтобы обеспечить среднеквадратическое значение времени измерения фотона, равное 500 пс, для фотонов с энергией 511 кэВ, что является критичным для минимизации случайных двухфотонных событий.

Чувствительность и геометрическая конфигурация

Геометрия детектора должна обеспечить большой телесный приемный угол для охвата исследуемой области в условиях ограничений, накладываемых особенностями анатомии человеческого тела и практикой исследований. Толщина детектора и физические свойства (плотность и состав) кристалла LYSO определяют вероятность взаимодействия для испускаемых фотонов и, следовательно, оказывают прямое влияние на чувствительность. Достигнутая чувствительность для двухфотонных событий в центре поля зрения составляет 40 импульсов в секунду/кБк при расстоянии между пластинами 10 см.

Как правило, длина кристалла определяет эффект параллакса в процессе реконструкции ПЭТ-изображения и обусловленное этим эффектом ухудшение позиционного разрешения. Эффект параллакса в системах ПЭТ является важным фактором, особенно в случае использования планарных детекторов, расположенных близко к исследуемому объекту. Как следствие, в системе по изобретению использование длинных кристаллов высокой плотности (максимизирующее чувствительность) сочетается со способом, дающим информацию о глубине взаимодействия. Благодаря определению точек взаимодействия индивидуальных фотонов с погрешностью порядка 1 мм по всем направлениям эффект параллакса устраняется.

Обработка сигнала

Система ПЭТ по изобретению для преобразования испущенного кристаллом излучения в электрический сигнал использует лавинные фотодиоды (ЛФД). ЛФД обладают рядом преимуществ по сравнению с позиционно-чувствительными фотоумножителями, а именно более высокой квантовой эффективностью, лучшей однородностью в поперечном направлении и меньшими перекрестными помехами между каналами. При этом они позволяют формировать очень компактные детекторные сборки, дающие возможность реализовать схемы двойного считывания, применяемые для измерения Dol. Вероятность взаимодействий фотонов (фотонных взаимодействий) в ЛФД и ассоциированной электронике оценивается как составляющая несколько процентов. С другой стороны, усиление ЛФД меньше, чем у ФЭУ, что требует использования малошумящих предусилителей. Требуемые шумовые характеристики усилителя заряда зависят от требований по энергии и временному разрешению. Максимальный суммарный заряд на входе предусилителя при передаче фотоном 511 кэВ своей энергии кристаллу LYSO составляет около 30 фКл. Эквивалентный шумовой заряд (ЭШЗ), среднеквадратическое значение которого составляет примерно 1000 е, вносит менее 2% в среднеквадратическое значение энергетического разрешения у 511 кэВ. При времени нарастания сигнала 30 нс такой уровень шума соответствует заданному временному разрешению порядка 0,5 нс.

Для построения компактной системы требуется высокая степень интеграции входной электроники. Важным требованием является также низкое энергопотребление. В настоящее время ведется разработка входного чипа, в котором интегрированы 192 канала. Данный чип обеспечивает усиление сигналов и выбирает два наибольших сигнала, которые подаются на два выхода. Две выходные цифровые линии обеспечивают идентификацию выбранных каналов.

Мультиплексирование выходных сигналов представляет собой источник неэффективности вследствие добавления фоновых фотонов к сигналам от событий. Однако данный фактор удерживается на низком уровне, поскольку сигналы, формируемые кристаллами LYSO, являются быстрыми. Вероятность указанного добавления составляет 6%.

Принципы запуска и сбора данных

Эффективность системы сбора данных по сравнению с известными системами ПЭТ значительно повышена благодаря инновационной архитектуре, основанной на хранении множества событий и поточной обработке сигналов запуска. Для запуска системы используются семплирующие АЦП, формирующие входные потоки цифровых данных. Алгоритм запуска разбивается на последовательность элементарных операций, выполняемых в поточном режиме.

Цифровой поточный режим запуска позволяет реализовать сложные алгоритмы запуска без введения мертвого времени. Параллельно с поточной обработкой сигналов запуска, в ожидании результата процедуры запуска производится непрерывная запись данных в блоки памяти с частотой синхронизации. При наличии сигнала запуска выбранные данные переносятся во вторую память, где они ожидают считывания. Вторая память организована в виде буфера для множества событий, чтобы обеспечить работу в условиях пуассоновских флуктуаций потока событий.

Электроника, размещенная на детекторе и вне его

В системе по изобретению электроника, размещенная на детекторе, включает усилитель и аналоговые мультиплексирующие контуры, а также аналого-цифровые преобразователи.

Для передачи сигналов от детекторных головок с целью минимизации числа линий, подведенных к системе запуска и сбора данных, используются цифровые параллельно-последовательные преобразователи. Электроника, расположенная вне детектора, содержит триггерные платы и платы сбора данных, размещенные в каркасных модулях (крейтах).

Такое выполнение обеспечивает довольно простую механическую интеграцию электроники в головках детектора и совместимость с простой охлаждающей системой для отвода рассеиваемого тепла. Обеспечивается также возможность создания компактных детекторных пластин, что необходимо при разработке компактной подвижной системы. Необходимость в перемещениях детектора (например во вращениях) накладывает ограничения на количество кабелей, соединяющих головки детектора с системой сбора данных. В предложенной архитектуре эта проблема решена введением аналогового мультиплексерного каскада, сокращающего число каналов.

Возможности ПЭТ-сканирования части тела

Общие возможности

Описываемая система ПЭТ части тела обладает следующими клиническими возможностями общего характера:

1. Система позволяет исследовать локальные области тела (например грудь, аксиллярную область, мозг, область простаты и др.).

2. Система позволяет исследовать небольших животных.

3. Обеспечивается получение трехмерных томографических изображений, позволяющих осуществлять направленные хирургические вмешательства или автоматическую стереотаксическую биопсию.

4. Пространственное разрешение в изображении составляет порядка 1 мм по трем координатам. Данный параметр определяет точность локализации патологических областей с помощью данной системы.

5. Детектор построен таким образом, что сканер чувствителен к маленьким опухолям (порядка 1 мм) при условии, что доза FDG согласована с чувствительностью детектора и превышает фоновый шум.

6. Система ПЭТ части тела может быть интегрирована со стереотаксическим биопсийным устройством, управляемым по ПЭТ-изображениям.

7. Система ПЭТ части тела может быть интегрирована с рентгеновской компьютерной томографией или с оптическими системами для совместной регистрации изображений.

Функциональные параметры

Далее приводятся функциональные параметры (показатели качества) системы ПЭТ части тела:

1. Специализированная система ПЭТ части тела согласно изобретению позволяет исследовать отдельные области тела человека или животных с высокой чувствительностью (до 100 импульсов в секунду/кБк) и с хорошим пространственным разрешением (порядка 1 мм).

2. Система оптимизирует чувствительность детектирования (долю принятых двухфотонных событий), чтобы уменьшить вводимую дозу и требуемую длительность исследования. В случае рака молочной железы это особенно важно при определении частоты сканирования для пациенток.

3. Чувствительность системы к двухфотонным событиям в области груди равна 40 импульсов в секунду/кБк в центре поля зрения (FOV), когда расстояние между детекторными пластинами равно 10 см.

4. ПЭТ-детектор подвергается воздействиям больших полей излучения как следствие радиоактивности в зонах тела, лежащих вне исследуемой области. Это излучение порождает фоновые события (случайные совпадения), которые снижают качество изображения и разрешение. Система ПЭТ ослабляет данный фон до уровня, в худших случаях не превышающего 20% от истинного уровня.

5. Система ПЭТ способна работать при истинной частоте совпадений до 1 МГц при частоте однофотонных событий 10 МГц без существенного ухудшения чувствительности детектора при счете.

6. Конструкция системы ПЭТ обеспечивает чувствительность сканера к малым опухолям (1 мм) со статистической значимостью более 3 в случае сбора данных в течение примерно 1 мин и введенной дозе 10 мКи, если отношение поглощения FDG в патологической и нормальной ткани равно 3, при условии, что исследование может производиться при расстоянии между головками детектора равном 10 см.

Головки детектора

Визуализирующая система ПЭТ выполнена на основе двух параллельных головок детектора, каждая из которых несет определенное количество детекторных модулей. Изготавливаемые экспериментальные образцы будут иметь 96 модулей на одну детекторную головку.

Детекторные модули содержат по 32 детекторных кристалла, оптически изолированных в виде блоков 4×8 и оптически сопряженных на обоих концах с наборами ЛФД. Кристаллы и наборы ЛФД заключены в пластиковые корпуса. Детекторные модули выполнены механически стабильными и способными интегрироваться в более крупные детекторные структуры.

Кристаллы

Базовыми компонентами системы ПЭТ являются кристаллы LYSO (содержащие 5% иттрия). Плотность кристалла LYSO равна 7,4 г·см^-3, а выход излучения - примерно 27 фотон/кэВ. Максимум в спектре испускания лежит у 430 нм, а постоянная времени сигнала равна 40 нс.

Боковая поверхность кристалла слегка отполирована для того, чтобы оптимизировать градиент распределения оптического излучения (света) между смежными кристаллами в зависимости от положения соударения, что необходимо для измерения Dol с хорошим разрешением.

Фотодатчики

Система ПЭТ использует ЛФД для преобразования излучения, испущенного кристаллом, в электрический сигнал. Наборы по 4×8 ЛФД (марки S8550) могут быть приобретены у фирмы Hamamatsu. Специально для рассматриваемого применения был разработан новый корпус (марки S8550-SPL) для указанного набора. Эффективный размер пиксела равен 1,6×1,6 мм², что совместимо с запланированными поперечными размерами кристалла. Квантовая эффективность данного набора вблизи максимума испускания LYSO составляет около 75%. Усиление ЛФД примерно равно 50, темновой ток примерно 2-4 нА, а общая емкость 9 пФ.

Наборы ЛФД работают при напряжении смещения 360-400 В. Температурный градиент усиления равен -2,4%/°С; это означает, что система должна работать при стабилизации температурного режима.

Интеграция механических частей детекторной головки

На фиг.5 схематично показан детекторный модуль 17. Каждый такой модуль образован набором из 4×8 кристаллов LYSO:Ce. Кристаллы имеют поперечное сечение 2×2 мм² и длину 20 мм, причем они оптически изолированы чехлом толщиной 250 мкм. Чехол 13, образующий поддерживающие ячейки объемом 2×2×20 мм³, в которые помещаются индивидуальные кристаллы, служит также держателем для кристаллов. Кроме того, он образует диффузно отражающие поверхности, необходимые для оптимального сбора света, испускаемого кристаллами.

Для измерения Dol каждый конец кристаллической матрицы оптически сопряжен с одним из двух 32-пиксельных наборов 12, 14 ЛФД модели S8550-SPL фирмы Hamamatsu. Каждый набор 12, 14 ЛФД установлен на небольшую печатную плату 11, 16 соответственно, снабженную датчиком температуры. Компоненты детекторного модуля помещены в специально сконструированный для них корпус 15, изготовленный с механической погрешностью не более 0,1 мм. Каждый модуль имеет наружные размеры примерно 12×20×35 мм³. С каждой стороны детекторного модуля предусмотрен 40-штырьковый разъем.

В зависимости от варианта выполнения к печатным платам, расположенным с передней и задней сторон, механически фиксируются и электрически подсоединяются 12 или 24 детекторных модуля с образованием супермодуля. Принцип сборки супермодуля (из 12 модулей) иллюстрируется фиг.6. Детекторные модули 17 устанавливаются и фиксируются в разъемах 18 печатной платы (ПП) 19, расположенной со стороны переднего конца. Вторая ПП 20 закрывает супермодуль. Электронные чипы 21 установлены на наружных сторонах обеих ПП 19, 20. На ПП имеются также соединители для их подключения к системе сбора данных.

Четыре супермодуля, по 24 модуля в каждом, собираются с образованием детекторной пластины. Плотность размещения компонентов детектора характеризуется отношением объема кристаллов к объему детекторной пластины, составляющим около 52%. Коробчатый контейнер, содержащий детекторные пластины, вспомогательную электронную карту и охлаждающие компоненты, образует головку детектора.

Системы электроники и сбора данных

Системы входной электроники и сбора данных являются критичными компонентами системы ПЭТ части тела. Работа этих систем является определяющей в достижении высокой чувствительности детектирования и низкого случайного фонового шума без ухудшения пространственного разрешения, обеспечиваемого кристаллами, разбитыми на небольшие сегменты.

Входная электронная система имеет синхронную архитектуру, управляемую данными, которая идентифицирует и мультиплексирует аналоговые сигналы в каналах, превышающие пороговый уровень. Система, расположенная вне детектора, осуществляет прием потоков цифровых данных, реализует схему запуска от совпадений, основанную на вычислении амплитуды и времени поступления импульсов от детектора, и осуществляет подачу данных в компьютер для сбора данных. Чтобы минимизировать мертвое время, в архитектуре широко используются структуры, реализующие поточную обработку, и дерандомизированные блоки памяти, способные работать с множеством событий. Система работает при входной тактовой частоте 100 МГц и способна поддерживать сбор данных со скоростью 1 млн событий в секунду при эффективности выше 95% и при общей частоте (скорости) счета одиночных фоновых фотонов в детекторе, равной 10 МГц. Указанные параметры были выбраны такими, чтобы системы входной электроники и сбора данных не являлись факторами, ограничивающими чувствительность ПЭТ в ожидаемых применениях.

Базовым компонентом системы входной электроники является малошумящий чип усилителя-мультиплексера, разработка которого продолжается. Система, находящаяся вне детектора, построена на основе системной платы крейта, использующей дублированную шину Dual Bus для быстрой связи между модулями системы.

Таким образом, система обеспечивает следующие возможности:

1) скорость сбора данных более одного миллиона событий в секунду;

2) способность работать при общей скорости счета одиночных фоновых фотонов в детекторе порядка 10 МГц;

3) совместная эффективность входной электроники и системы сбора данных для фотоэлектрических событий при указанных условиях более 95%;

4) характеристики аналоговой входной электроники (формирование сигнала, шум, цифровое преобразование) обеспечивают среднеквадратическое значение временного разрешения 500 пс при измерении фотонов с энергией 511 кэВ;

5) конфигурация системы совместима с компактными и подвижными детекторными пластинами, что позволяет минимизировать электронику и разъемы на детекторе и соединительных кабелях.

Система электроники и сбора данных для ПЭТ состоит из двух главных систем:

1) системы входной электроники, физически расположенной на головках детектора и осуществляющей усиление сигналов, выбор канала, а также аналоговое мультиплексирование и аналого-цифровое преобразование;

2) системы запуска и сбора данных, расположенной вне детектора, в крейтах электронной системы, и осуществляющей временное хранение данных, вычисление момента запуска, селекцию данных и перенос данных в компьютер для сбора данных.

Система входной электроники

Данная система состоит из входных плат (ВП), обеспечивающих прямой интерфейс с детекторными модулями, и сервисной платы для распределения тактовых импульсов и напряжения питания, регулирования опорного напряжения и мониторинга температуры. Каждая ВП соответствует заданному (в зависимости от конкретного приложения) количеству модулей (которое в разрабатываемом варианте равно 24). В состав ВП входят следующие основные компоненты:

1. Чипы входных интегральных контуров на 192 канала, работающих в поточном режиме на высокой частоте с фиксированной задержкой. Каждый контур осуществляет усиление с малым уровнем шума, формирование сигналов от ЛФД, аналоговое поточное хранение данных, детектирование импульсов и мультиплексирование выходных сигналов. Данная операция включает выбор двух каналов с сигналами выше заданного уровня шума вместе с идентификаторами каналов, что обеспечивает высокую эффективность для комптоновских событий.

2. Аналого-цифровые преобразователи (АЦП), за которыми включены преобразователи из параллельной формы в последовательную и цифровые драйверы линий.

3. Разъемы для выходных цифровых сигналов, линий управления и синхронизации для распределения низкого напряжения и опорного напряжения для ЛФД, а также для считывания данных с датчиков температуры.

Фиг.7 иллюстрирует архитектуру входного чипа.

Усилители 1 имеют следующие характеристики:

1) максимальный входной заряд 30 фКл;

2) входной ЭШЗ менее 1000 е;

3) рассеиваемая мощность менее 3 мВт на канал;

4) допустимая общая доза излучения до 5 крад;

5) формирование выходного сигнала со временем нарастания 30 нс.

Мультиплексер служит для получения с выходов двух чипов 23 сигналов, превышающих заданный пороговый уровень, с уменьшением количества связей с системой сбора данных. Контур мультиплексирования содержит следующие компоненты:

1) схемы 22 выборки и хранения, работающие на тактовой частоте;

2) наборы конденсаторов 24 для хранения зарядов выбранных импульсов;

3) компараторы 27 с включенными на их выходах цифровыми логическими схемами 28 для выявления каналов с сигналами выше порогового уровня;

4) мультиплексерные схемы 29, связывающие входы с двумя аналоговыми и двумя цифровыми выходами 23 и 30 соответственно.

Система запуска и сбора данных

Система запуска и сбора данных (ЗИСД) обеспечивает идентификацию интересующих двухфотонных событий и запись данных об этих событиях в постоянную память. Входными сигналами для системы ЗИСД являются цифровые сигналы, поступающие от системы входной электроники. Цифровые сигналы подвергаются обратному преобразованию в параллельную форму и записываются поточным методом во временную память в ожидании решения о запуске. В случае принятия события система сбора данных считывает релевантную информацию из временной памяти, выбирает каналы, идентифицированные в процессе запуска, и переносит информацию в компьютер для сбора данных. Архитектура системы ЗИСД представлена на фиг.8. В систему входят 3 логических модуля: модуль 31 сбора данных и фильтра (СДФ), модуль 32 запуска и модуль 33, являющийся концентратором данных (КД). Эти модули связаны между собой двумя шинами 34. Модуль-КД подключен к компьютеру 35 скоростным каналом 36 передачи данных.

Модуль СДФ получает входные сигналы от системы 37 входной электроники. Данный модуль обеспечивает оценку энергии соударения и времени взаимодействия для каждого входного канала. Цифровой сигнал в каждом канале переводится из последовательной в параллельную форму и записывается поточным методом во временную память с тактовой частотой системы. Запоминается также соответствующий идентификатор канала. Одновременно выборки данных подвергаются обработке с целью получения характеристик импульса.

Модуль СДФ выполняет в поточном режиме следующие операции:

1) поиск пиков - поиск в каждом канале сигнала, превышающего два смежных с ним сигнала;

2) сортировку и согласование каналов - сортировку идентификаторов каналов детектора, полученных от цифровых линий входной электроники, и приведение в соответствие идентификаторов каналов для двух сторон детекторных пластин;

3) вычисление оценки базовой линии - вычисление базовой линии и ее вычитание из выборок данных;

4) нормализацию - умножение данных после вычитания базовой линии на нормализующий коэффициент;

5) суммирование энергий - суммирование амплитуд импульсов из четырех каналов, соответствующих входному чипу;

6) вычисление длительности - определяется фазовое смещение между пиком импульса и генератором тактовых импульсов.

Суммарная энергия в четырех каналах сравнивается с двумя программно заданными порогами: порогом события и комптоновским порогом. Комптоновский порог используется для идентификации наличия комптоновской диффузии, тогда как порог события используется для идентификации поглощения фотона 511 кэВ. Если энергия превышает один из пороговых уровней, информация по данному каналу передается в следующие модули. Чтобы повысить производительность, модуль СДФ удаляет нерелевантную информацию. Модуль запуска принимает информацию от всех модулей СДФ, которые обнаружили либо поглощение фотона либо комптоновскую диффузию. Совпадение имеет место, когда в различных плоскостях кристалла в пределах программируемого временного окна выявляются два энергетических вклада, превышающие пороговые значения.

В случае идентификации валидного (истинного) совпадения модуль запуска посылает в соответствующие модули СДФ сигнал о том, что событие является валидным и что ассоциированные с ним данные должны быть сделаны доступными следующему модулю обработки данных. Модуль-КД получает данные от всех соответствующих модулей СДФ и организует их в единый пакет, подлежащий отсылке (по отдельному каналу) в компьютер для сбора данных.

Чтобы оценить фоновый уровень случайных совпадений, производится также сбор случайных событий. Случайные события - это фиктивные события, формируемые путем задержки до совпадения, в пределах заданного временного окна, данных, ассоциированных с одной или двумя плоскостями кристалла.

Физически система ЗИСД реализована в виде комплекта печатных плат, устанавливаемых в крейте типа 6U с двумя системными платами. Используются печатные платы двух типов: платы сбора данных (СБД), реализующие преобразование из последовательной формы в параллельную, временное хранение данных и алгоритмическую обработку данных, и плата запуска и КД, которая выбирает события-совпадения и переносит данные в компьютер для сбора данных по скоростному каналу передачи данных (~500 Мбайт/с). Логические элементы, реализующие функции запуска и КД, реализованы в виде крупных логических микросхем, программируемых пользователем, с 4000000 логических элементов.

Программы сбора данных и управления

Программы сбора данных и управления реализуют следующие функции:

А. Задачи сбора данных и управления, включающие:

1) команды начать/остановить/прервать/возобновить сбор данных, для их подачи используется пользовательский интерфейс в виде диалоговых окон и программы низкого уровня для управления детекторной системой сканера и для коммуникации с ней;

2) программное средство для задания протокола сбора данных, данное средство имеет собственный пользовательский интерфейс, позволяющий создавать и выполнять различные протоколы сбора данных;

3) экстренную остановку - используются программы низкого уровня, обеспечивающие, в случае необходимости, немедленное прекращение движения сканера с возможностью его дальнейшего перемещения оператором вручную;

4) команды начать/остановить/вращение и установку сканера в заданное положение в процессе сбора данных - используются программы низкого уровня, управляющие положением и вращением сканера;

5) отображение собранных данных в реальном времени - используемые программы включают отображение информации о количестве выявленных событий, истекшем/оставшемся времени, основных параметрах сбора данных, состоянии сканера, а также предварительное представление собранных данных;

6) запоминание собранных данных в различных форматах - используются программы низкого уровня для управления детекторной системой сканера, считывания потока данных и их записи на локальный диск;

7) считывание и запоминание вспомогательных данных - используются программы считывания и запоминания параметров, используемых при коррекции данных (нормализации и коррекции с учетом мертвого времени и рассеяния);

B. Задачи коррекции данных, включающие:

1) коррекцию влияния случайных событий, данная коррекция оценивает случайные совпадения и вычитает их из истинных совпадений, используя события, запущенные при имитации случайных совпадений;

2) нормализующую коррекцию, данная коррекция учитывает вариации эффективности детекторной системы вследствие случайных вариаций собственной эффективности кристалла и вариаций геометрии системы (измерение названных параметров эффективности выполняется с применением линейного источника ⁶⁸Ge путем детектирования совпадений в процессе вращения системы вокруг данного источника);

3) коррекцию мертвого времени, данная коррекция компенсирует наличие мертвого времени, используя параметры, полученные при динамическом сборе данных, с применением источника с малым временем распада, охватывающего весь диапазон скоростей счета;

4) коррекцию рассеяния, данная коррекция компенсирует наличие комптоновского рассеяния, которое ухудшает окончательный контраст в изображениях и до некоторой степени пространственное разрешение (программное обеспечение запускает эту коррекцию при анализе любых собранных данных, причем поскольку детекторная система выдает информацию об энергии, поступающей в данную систему от каждой пары совпадающих фотонов, используется способ коррекции по энергии. Преимущество подобных методов заключается в том, что они позволяют учесть компонент рассеяния, имевшего место вне поля зрения, причем применительно к ПЭТ части тела данный компонент является значительным);

5) коррекцию ослабления - простую расчетную коррекцию, использующую постоянный коэффициент ослабления, вводимый пользователем;

C. Задачи функционирования, диагностики, управления качеством и тестирования, включающие:

1) коммуникацию со сканером - программу считывания/записи данных из регистров входной электроники или в указанные регистры;

2) диагностику и выявление ошибок - программу, проверяющую все модули на наличие ошибок связи между сканером и управляющим компьютером;

3) процедуру нормализации - программу для сбора данных, требуемых для нормализации, и для расчета эффективностей кристаллов;

4) измерения по стандартам Национальной ассоциации производителей электротехники (NEMA), адаптированные к ПЭТ части тела, включая измерения основных рабочих показателей системы, привязанные к случаю ПЭТ части тела.

Программное обеспечение реконструкции изображения и анализа

Компьютерные программы реконструкции изображения и анализа обеспечивают реконструкцию, визуализацию и анализ данных, полученных при работе системы. Реконструкция изображения позволяет формировать изображения двумерного или трехмерного объекта по большому количеству проекций, полученных в различных положениях.

Алгоритмы реконструкции изображения

Широкое применение нашел класс аналитических алгоритмов (алгоритмов, использующих восстановление по проекциям с фильтрацией), основанных на обращении преобразования Радона. В этом случае полученные проекции до их использования для формирования изображения объекта подвергаются фильтрации в пространстве Фурье. Одним из главных недостатков алгоритма восстановления по проекциям с фильтрацией является необходимость коррекции всех проекций до реконструкции изображения.

Альтернативные итеративные алгоритмы реконструкции направлены на последовательное получение более точных оценок истинной активности объекта. Такая процедура позволяет включить в алгоритмы модель процесса детектирования, которая может учитывать такие аспекты, как характеристики рассеяния, свойственные объекту, геометрические ограничения системы или статистическую природу сбора данных. Итеративные алгоритмы также позволяют учесть какую-либо априорную информацию об объекте, например отсутствие значений негативной активности или пространственное расположение его анатомических структур (по изображениям, полученным методами КT или MRI).

Практически итеративный алгоритм реконструкции изображения работает с пятью различными компонентами: 1) с изображением распределения активности, 2) с передаточной функцией системы в форме матрицы А, связывающей матрицу f изображений с матрицей, содержащей ожидаемые значения р активности проекций, 3) со статистической/геометрической моделью, описывающей распределение отсчетов, 4) с целевой функцией, подлежащей максимизации, и 5) с итеративным алгоритмом, отвечающим за изменение активности объекта для максимизации целевой функции.

Система ПЭТ части тела рассчитана на сбор трехмерной ПЭТ-информации. Следовательно, могут применяться либо алгоритмы трехмерной реконструкции либо алгоритмы двумерной реконструкции, использующие приведенные данные. В первом случае в процессе реконструкции используют все линии совпадений с формированием трехмерного изображения. Во втором случае данные линии перегруппировываются с целью получения серий массивов данных, подобных двумерным массивам. По этим данным изображение объекта получают в виде массива осевых сечений. Хотя алгоритмы трехмерной реконструкции потенциально могут обеспечить более высокое пространственное разрешение, двумерные алгоритмы уже прошли проверку и являются более быстрыми. Методы двумерной реконструкции используют линограммы (linograms) и алгоритм автоматического распознавания (ART), тогда как трехмерная реконструкция основана на алгоритме OSEM (алгоритм для обработки медицинских изображений).

Алгоритмы реконструкции изображения используют данные, собранные системой сбора данных в режиме "list-mode". При сборе данных регистрируется несколько характеристик фотонов, взаимодействующих с детектором (например, их энергия, место и время взаимодействия). Данные, полученные в режиме "list-mode", могут быть сгруппированы в синограммы или линограммы. Энергия фотонов и моменты времени, используемые при реконструкции изображения, измеряются с высокой точностью.

Процесс реконструкции начинается с применения метода быстрой реконструкции, позволяющего определить расположение патологических участков в реконструированных изображениях в течение 5-10 мин после завершения сбора данных. Было проведено опробование информации этого типа, полученной в результате одной или двух итераций алгоритма ART или с использованием алгоритма FBP, с целью подбора оптимальной процедуры реконструкции, позволяющей выделить зону, охватывающую все патологические участки. Такая зона может быть различных размеров, что позволяет использовать оптимизацию памяти, разрешения в изображении и времени, необходимого для реконструкции.

Программное обеспечение визуализации и анализа изображения

Программное обеспечение визуализации изображения использует систему IDL (фирма Research Systems). Программы, требующие обеспечения специальных возможностей, были разработаны с использованием языка C++ и привязаны к системе IDL. Программы визуализации и анализа изображения интегрированы в один программный пакет.

Компьютерные программы визуализации изображения:

1) допускают возможность работы с бинарными файлами и с новейшими версиями продуктов INTERFILE и DICOM;

2) обеспечивают интерактивный выбор множеств данных (по меньшей мере, двух массивов данных);

3) позволяют отображать исходные ПЭТ-данные, т.е. данные в форме синограмм или линограмм;

4) допускают "прокрутку" исходных данных;

5) включают разворачиваемые меню (pull-down menus) в качестве интерфейсов для программ реконструкции;

6) позволяют в реальном времени изменять параметры (или алгоритм) реконструкции изображения (алгоритм реконструкции изображения и фильтры);

7) допускают одновременное отображение, по меньшей мере, двух массивов данных;

8) обеспечивают зуммирование изображения;

9) обеспечивают выбор цветовых шкал для изображения;

10) обеспечивают сохранение и извлечение данных из пациентской базы данных;

11) обеспечивают экспорт реконструированных данных в форматы JPEG и MPEG;

12) обеспечивают печать результатов реконструкции;

13) осуществляют сравнение изображений разных типов (например ПЭТ и рентгеновского) на одном экране.

Программы анализа изображения включены в один пакет с программным обеспечением реконструкции изображения. Они обеспечивают:

1) выбор в изображении интересующих областей (ВИО) в форме их геометрических контуров или линейных профилей; причем ВИО могут быть двумерными или трехмерными (т.е. охватывать несколько срезов в реконструированном изображении);

2) измерение трехмерного разрешения в реконструированном изображении;

3) извлечение статистической информации из изображения и ВИО (например, максимального отсчета, среднего и вариации);

4) оценивание однородности изображения;

5) выполнение арифметических операций с изображениями;

6) сглаживание изображения;

7) расчет коэффициентов восстановления (recovery) для горячих патологических участков (при оценочных исследованиях с использованием фантомов);

8) расчет размеров патологических участков с использованием ВИО или методов типа сегментации ВИО;

9) оценивание количественных параметров изображения;

10) расчет стандартизованых значений усвояемости (SUV).

Применение для позитронно-эмиссионной маммографии

Настоящее изобретение обеспечивает возможность позитронно-эмиссионной маммографии (ПЭМ), т.е. применения технологии ПЭТ к диагностике рака молочной железы. Данное применение приводится в качестве иллюстрации, не вносящей каких-либо ограничений.

Общие клинические требования Система ПЭМ должна отвечать следующим общим требованиям:

1) она должна обеспечивать возможность исследования областей груди и лимфатических узлов (аксиллярной области);

2) исследование груди должно обеспечивать трехмерные томографические изображения, способные направлять систему автоматической стереотаксической биопсии или хирургическое вмешательство;

3) исследование аксиллярной области должно давать изображения, позволяющие диагностировать присутствие раковых клеток независимо от их точного расположения (диагностика "да/нет");

4) пространственное разрешение в изображении груди по трем координатам должно быть меньше 2 мм (данный параметр определяет точность локализации патологических участков);

5) пространственное разрешение для аксиллярной области должно быть в интервале 2-3 мм;

6) технические требования к детектору должны быть такими, чтобы обеспечить чувствительность системы к малым опухолям (1-2 мм) в области груди и в аксиллярной области при условии, что усвояемость FDG соответствует чувствительности детектора и превосходит фоновый шум;

7) ПЭМ-детектор должен снабжаться диагностическим столом, позволяющим проводить исследования различных областей при положении пациентки лежа на животе;

8) доступ ПЭМ-детектора к области груди обеспечивается через отверстия в диагностическом столе;

9) при исследованиях груди должны использоваться фиксаторные элементы для обеспечения неподвижности груди;

10) система ПЭМ должна быть совместимой с системой стереотаксической биопсии или рентгеновской маммографии;

В целом перечисленные характеристики реализованы в предложенной концепции ПЭТ части тела, поскольку:

a) ПЭТ-детектор части тела может быть образован двумя детекторными пластинами с размерами, согласованными с размерами груди и аксиллярной области, и

b) две пластины могут вращаться вокруг оси ПЭТ, обеспечивая получение данных по груди при различных ориентациях, как это требуется для реконструкции томографического изображения.

Требуемые технические характеристики

Чувствительность детектирования (доля принятых двухфотонных событий) должна быть высокой, насколько это возможно, чтобы сократить вводимую дозу и время исследования. Значение 40 импульсов в секунду/кБк в центре поля зрения при расстоянии между пластинами 10 см является приемлемым.

ПЭМ-детектор будет подвергаться воздействию большого поля излучения вследствие введения в тело радиоактивного вещества. Это излучение порождает фоновые события (случайные совпадения), которые снижают качество изображения. Система ПЭМ должна ослаблять данный фон до уровня менее 20% от истинного уровня.

Полученные оценки указывают, что при общей радиоактивности 10 мКи частота совпадений лежит в интервале 40-250 кГц и зависит от расстояния между ПЭМ-пластинами и от размера наблюдаемой зоны груди. Данные оценки показывают также, что суммарная частота фотонных (одиночных) событий в детекторе составляет 2-3 МГц в зависимости от его экранирования. Эти показатели обеспечиваются предложенной системой ПЭТ части тела. ПЭМ-детектор должен быть чувствительным к малым опухолям (2 мм) при статистической значимости более 3 и при длительности сбора данных порядка 1 мин. В предположении гладкого распределения фонового излучения от ткани груди указанная значимость характеризует вероятность того, что статистическая флуктуация будет принята за сигнал от опухоли. Эта вероятность составляет около 1% для значимости 3 и пренебрежимо мала для значимости 5.

Геометрическая конфигурация

Дальнейшее описание иллюстрируется прилагаемыми чертежами, не имеющими ограничительного характера.

На фиг.1 схематично представлена система ПЭМ в положении для исследования груди. Диагностический стол и система ПЭМ выполнены конструктивно независимыми. Имеется механизированная система для настройки высоты стола.

Положение системы ПЭМ по вертикали относительно стола может регулироваться для наилучшего согласования детектора и исследуемой анатомической зоны.

ПЭМ-детектор образован двумя детекторными пластинами. Расстояние между пластинами может регулироваться под управлением оператора. Из соображений безопасности минимальное расстояние является фиксированным. Максимальное расстояние равно 60 см. Обе пластины способны вращаться вокруг оси ПЭМ под управлением от компьютера, обеспечивая получение данных по груди при различных ориентациях, как это требуется для реконструкции томографических изображений.

Активная область ПЭМ-пластин (площадь поверхности кристаллов) составляет примерно 17×15 см², причем больший размер соответствует направлению вдоль оси, перпендикулярной диагностическому столу.

Доступ к области груди обеспечивается через отверстие в диагностическом столе, так что когда пациентка находится в положении лежа на животе, одна грудь может быть в свободном положении. Вертикальное расстояние между ПЭМ-пластинами регулируется под контролем оператора для наилучшего согласования взаимного положения груди и устройства ПЭМ.

Для исследования аксиллярной области или груди в конфигурации "спереди и сзади" ПЭМ-детектор разворачивают на 90° и получают изображение, когда одна пластина находится ниже стола, а вторая над плечом (или спиной) пациентки. Чтобы провести исследование второй аксиллярной области, детектор переводят во второе аналогичное положение.

Геометрия диагностического стола должна обеспечивать подавление активности из областей вне поля зрения, причем в столе должен в максимальной степени использоваться экранирующий материал. Фиксаторные элементы позволяют в процессе исследования удерживать грудь в неподвижном положении. Эти элементы выполнены независимыми от детекторных пластин и, следовательно, они не препятствуют движению этих пластин.

Фиксаторные элементы выполнены съемными, что позволяет использовать элементы различной формы для лучшего соответствия анатомии груди. Альтернативно могут использоваться фиксаторные элементы перестраиваемой формы.

Функциональные характеристики ПЭМ

Процедура исследования, выполняемая после введения FDG и завершения периода диффузии FDG, состоит из трех этапов:

1) позиционирования пациентки и настройки детектора;

2) сбора данных;

3) реконструкции и анализа изображения.

При этом используется следующая последовательность операций:

1) стол подготавливают для исследования груди (за счет перестановки подвижных частей формируют единственное отверстие для груди, а пациентку размещают на столе в положении лежа на животе);

2) оператор настраивает высоту ПЭМ-пластин, чтобы расположить их вблизи грудной области пациентки;

3) фиксаторные элементы устанавливаются и регулируются таким образом, чтобы грудь была неподвижной;

4) оператор настраивает расстояние между ПЭМ-пластинами (минимальное расстояние фиксировано);

5) оператор задает через дисплей системы управления параметры исследования, в частности используемые угловые положения ПЭМ-пластин и длительность сбора данных.

В ранее описанной конфигурации охват зоны груди, примыкающей к грудной клетке, является низким. Чтобы получить дополнительные данные по этой трудной зоне, может быть проведено исследование, когда одна ПЭМ-пластина приложена к груди пациентки, а вторая к ее спине. В такой конфигурации можно получить изображение зоны, находящейся между пластинами.

При проведении исследования груди в такой конфигурации пациентка находится в положении лежа на животе, а ПЭМ-детектор разворачивают на 90° с соответствующей настройкой положения ПЭМ-пластин. Одна пластина находится ниже стола и обращена к груди, тогда как вторая находится у спины пациентки.

При настройке расстояния между пластинами и при вращении пластин (шагами по ±15°) обеспечивается возможность получения данных для различных угловых ориентаций.

Исследование аксиллярной области аналогично описанному дополнительному исследованию груди. Пациентка лежит на спине, вытянув руку и открывая тем самым аксиллярную область для осмотра. ПЭМ-детектор разворачивают на 90° и настраивают положения ПЭМ-пластин. Одну пластину помещают ниже стола, обращенной к плечу, и а вторую вблизи грудной клетки пациентки. При настройке расстояния между пластинами и при вращении пластин обеспечивается возможность получения данных для различных угловых ориентаций.

Подтверждение эффективности изобретения

Экспериментальная проверка концепции детектора

Был построен экспериментальный образец для проверки параметров датчиков излучения и измерительных свойств детекторных модулей. Он содержал матрицу кристаллов LYSO:Ce, имеющую 32 индивидуальных пиксела 2×2×20 мм³, оптически сопряженных с двух концов с матрицами ЛФД Hamamatsu S8550, считывание с которых осуществлялось дискретными входными электронными компонентами на основе предусилителей Cremat CR-101D и системой сбора данных на базе среды с виртуальной памятью и многоканальных АЦП, способных детектировать пики.

На фиг.9 показан энергетический спектр (в зависимости от номера АЦП-канала), полученный с матрицей кристаллов LYSO при считывании с ЛФД S8550. Приведенный результат получен с единственной матрицей ЛФД (свет собирался только с одной стороны матрицы LYSO:Ce, а на другой ее стороне был помещен отражатель из фторопласта толщиной 500 мм). Температура была стабилизирована у 20°С. Кривые соответствуют спектру фоновых фотонов, а также характеристическим фотоэлектрическим пикам фотонов с энергией 511 кэВ от источника ²²Na и с энергией 662 кэВ от источника ¹³⁷Cs. Измеренное энергетическое разрешение для пика у 511 кэВ составляет 13%.

Была исследована температурная зависимость для датчиков излучения в интервале 11-43°С.

Зависимость положения фотонных пиков от температуры при напряжении смещения ЛФД, равном 370 В, иллюстрируется фиг.10. Видно, что при возрастании температуры с 15°С до 30°С амплитуда сигналов детектора уменьшается на 40%. В интервале 18-32°С шум возрастает в 2 раза. При 20°С шум (определяемый как ширина максимума на полувысоте) составляет 5 кэВ, что соответствует отношению сигнал/шум для фотонного пика у 511 кэВ порядка 100. Данные результаты демонстрируют важность охлаждения и термостабилизации, поскольку при пониженных температурах уровень шума значительно ниже, а усиление выше.

Глубина взаимодействия в кристаллах LYSO:Ce оценивалась по измерениям света с обоих концов кристаллов размерами 2×2×20 мм³. Результаты первой серии измерений выявили линейную корреляцию между глубиной взаимодействия и асимметрией света, собираемого с противоположных сторон кристаллов в случае оптимизации шероховатости и оптической изоляции кристаллов.

На фиг.11 приведена оценка Dol как функция координаты пучка фотонов. Высота метки соответствует ширине (на полувысоте) распределения асимметрии для каждого значения координаты. Горизонтальная проекция этих меток на линию, построенную по найденным значениям, определяет ширину полосы измеренных значений Dol на полувысоте (соответствующую примерно 1 мм).

Экспериментальные результаты подтверждают обоснованность принципов, положенных в основу изобретения.

Так, предложенный детекторный модуль детектирует фотоны с энергетическим разрешением 13% у 511 кэВ. Данное значение подтверждает достижение ожидаемых показателей детекторного модуля в терминах световой эффективности кристаллов, эффективности сбора излучения и усиления ЛФД.

Как следует из результатов измерений, ожидаемое количество заряда на выходе ЛФД для фотона 511 кэВ, взаимодействующего в центре кристалла (в предположении об одинаковом излучении света с обоих концов кристалла), составляет в среднем 15 фКл.

Измеренное энергетическое разрешение является адекватным для реализации алгоритмов идентификации комптоновского рассеяния, как это следует из результатов моделирования, описанных ниже.

Для достижения необходимых уровней амплитуды сигнала и шума детектор должен работать при стабилизированной температуре 20°С.

Уровень шума в каналах детектора (оцениваемый как ширина пика на полувысоте), полученный с дискретными входными усилителями, составляет 5 кэВ. Результаты показывают, что желательный общий уровень шума (для ЛФД и электроники) может быть достигнут при условии, что разрабатываемые входные интегральные схемы будут иметь аналогичные шумовые характеристики.

Для измеренного отношения сигнал/шум ожидаемое среднеквадратическое значение временного разрешения для фотона 511 кэВ, взаимодействующего в центре кристалла (наихудший случай), равно 390 пс, что соответствует проектному значению.

Система сбора света от кристаллов LYSO обеспечивает асимметрию света, собираемого на различных концах кристалла, линейно зависящую от точки падения фотона. Этот факт используется для определения глубины взаимодействия с разрешением порядка 1 мм.

Оценка функциональных показателей ПЭМ

Оценка показателей системы ПЭМ была получена моделированием по методу Монте Карло, поочередно для каждого события. Моделирование элементарных физических процессов, определяющих взаимодействие фотонов с веществом, проводилось с использованием соответствующих распределений вероятности. Моделировался также процесс формирования сигнала кристаллом и ассоциированной электроникой.

В процессе моделирования использовался программный пакет GEANT4 для всей совокупности моделирований по методу Монте Карло. Были разработаны модульные приложения, охватывавшие моделирование радиоактивного распада и прослеживание фотонов в фантомах (модуль PhantomFactory), отклик детектора (модуль PEMsim) и процессы формирования сигнала во входной электронике и в системе сбора данных (модуль DIGITsim).

В модуле PEMsim задаются количество и размеры кристаллов, мертвые пространства, обусловленные изоляцией (упаковкой) кристаллов, наличие входной электроники и оптические параметры. Отражающие покрытия и оптические клеи характеризуются их оптическими свойствами. Полный набор характеристик кристаллического сцинтиллятора включает спектры испускания, номинальный квантовый выход и ассоциированное время затухания. На вход данного модуля подаются данные из модуля PhantomFactory.

Входная электроника, а также система запуска и сбора данных модулируются в модуле DIGITsim. Данный модуль преобразует получаемую от модуля PEMsim информацию о каждом испускании в импульс определенной формы, добавляет электронный шум и осуществляет аналого-цифровое преобразование. На основании цифровых данных производится также реконструкция энергии и момента времени. Реконструированные модулируемые события затем обрабатываются программами реконструкции изображения.

Чтобы оценить чувствительность детектирования, на одной из осей детектора, в центральной плоскости его поля зрения был помещен точечный источник, испускающий в противоположных направлениях фотоны 511 кэВ в воздухе. Полученный профиль чувствительности для различных расстояний между пластинами детекторных головок показан на фиг.12. Значения пиковой чувствительности для трех расстояний оказались равными 9,3% (5 см), 5,9% (10 см) и 4,0% (15 см).

Как следствие комптоновского рассеяния внутри детектора 70% совпадений в рамках ПЭМ, по меньшей мере, испытывают комптоновскую диффузию в детекторе. В этом случае выделяемая энергия будет распределена между двумя кристаллами, и, для того чтобы достичь высокой чувствительности детектирования, подобные события принимаются. Принятие комптоновских событий может, однако, ухудшить пространственное разрешение вследствие неопределенности при идентификации кристалла, в котором произошло взаимодействие. Используя в методе Монте Карло данные, содержащие события с двумя соударениями, была получена оценка нескольких алгоритмов для идентификации первого кристалла. Эффективность алгоритма реконструкции, основанного на кинематике комптоновских процессов, оказалась равной 89,4%. Такой высокий показатель оказался возможным благодаря хорошему разрешению Dol.

В код моделирования был встроен антропоморфный фантом, который обеспечил возможность точного моделирования фоновых событий от областей вне груди. Каждый объем, соответствующий в фантоме органу или анатомической структуре, заполнялся маркерами FDG с концентрацией, соответствующей табулированным стандартизованным значениям усвояемости (SUV), измеренным через час после введения дозы, соответствующей активности 370 МБк. Результаты показывают, что истинная частота счета совпадений составляет до 250 кГц и зависит от расстояния между головками детектора и усвоения FDG грудью. Были найдены также максимальная частота счета одиночных фотонов, равная 1,5 МГц, на детекторную головку, а также частота случайных совпадений, составляющая 20 кГц. Не использовались никакие экраны для излучения.

Проведено полное моделирование для семи точечных источников, помещенных в крестообразной конфигурации (фантом со скрещением) в поле зрения.

На фиг.13 показана центральная плоскость этого фантома, пересекающая ось, полученная реконструкцией данных моделирования. Активность, соответствующая точечным источникам, ограничена пределами 2 пикселов реконструкции, что соответствует пространственному разрешению примерно 1 мм.

В представленной таблице приведены оценки времени сбора данных, необходимого для достижения статистической значимости (рассмотренной выше), при детектировании опухолей размером 1 мм. Результаты представлены как функция чувствительности ПЭМ-детектора. Введенная доза FDG принималась в расчетах равной 10 мКи, ее усвояемость грудью равной 0,5% (50 мкКи), а отношение поглощения FDG патологическим участком и тканью равным 3.

Чувствительность 100 импульсов в секунду/кБк 50 импульсов в секунду/кБк 20 импульсов в секунду/кБк Значимость = 3 28 с 55 с 2 мин. 18 с Значимость = 5 1 мин. 16 с 2 мин. 33 с 6 мин. 22 с

Изобретение используется для исследования частей человеческого тела, а также для получения функциональных изображений внутренних областей частей тела или тела небольшого животного, основываясь на связи конкретных молекул, маркированных излучателем позитронов, с определенными областями, органами, тканями, видами активности или функциями тела. Система состоит из, по меньшей мере, двух детекторных пластин (головок детектора), размеры которых оптимизированы применительно к груди, аксиллярной области, мозгу, области простаты или конечностям; механизированных средств, обеспечивающих перемещение пластин под ручным или компьютерным управлением с возможностью сбора данных при нескольких ориентациях, требуемых для реконструкции томографического изображения; системы электроники, состоящей из системы входной электроники, расположенной на головках детектора, и из системы запуска и сбора данных, расположенной в крейтах вне детектора; компьютерных программ сбора данных и управления и компьютерных программ реконструкции изображения и анализа, обеспечивающих реконструкцию, визуализацию и анализ данных, полученных в процессе исследования. 16 з.п. ф-лы, 13 ил.

1. Система позитрон-эмиссионной томографии (ПЭТ) для исследования с небольшого расстояния, составляющего несколько миллиметров от кожи, частей человеческого тела, включая грудь, аксиллярную область, голову, шею, печень, сердце, легкие, область простаты и/или конечности, или для диагностирования и последующего наблюдения различных форм рака в различных частях человеческого тела, содержащая две подвижные, легкие и компактные головки ПЭТ-детектора, в которые интегрированы детекторные каналы, выполненные на основе кристаллов ортосиликата лютеция-иттрия (LYSO) и наборов лавинных фотодиодов (ЛФД), имеющих малое количество соединений с системой запуска и сбора данных и обеспечивающих высокую чувствительность и разрешение в изображении 1 мм по всему полю зрения, заключенному между двумя детекторными пластинами, несущими кристаллы LYSO, характеризующаяся тем, что:
а. две головки детектора содержат более 6000 кристаллов LYSO, размеры каждого из которых близки к 2×2×20 мм³, два ЛФД на каждый кристаллический пиксел, входную электронику для каждого детекторного канала на основе ЛФД и вспомогательные системы;
б. система выполнена с возможностью измерения координат точки взаимодействия фотона внутри детектора с погрешностью порядка 1 мм по трем координатным осям за счет использования кристаллов с мелкозернистой гранулярностью и с возможностью осуществления способа измерения третьей координаты, характеризующей глубину взаимодействия (Depth-of-lnteraction, Dol) на основе измерения сцинцилляционного излучения одновременно с двух концов пикселов, образованных кристаллами;
в. система выполнена с возможностью обнаруживать и измерять индивидуальные соударения, соответствующие комптоновским событиям в детекторе, и за счет этого использовать для реконструкции изображения, без существенного ухудшения его разрешения, события, в которых, по меньшей мере, один из двух ПЭТ-фотонов испытал комптоновскую диффузию в детекторе;
г. система содержит механизированные механические средства, обеспечивающие перемещение головок детектора под ручным или компьютерным управлением, а именно их совместные вращение вокруг двух независимых осей и поступательное перемещение по трем перпендикулярным осям, а также взаимное регулировочное перемещение, с обеспечением возможности придавать головкам детектора любые возможные ориентации для выбора наилучшей ориентации применительно к исследуемому органу и вводить их в контакт с кожей пациента (пациентки) для достижения максимальной эффективности и для осуществления сбора данных при нескольких ориентациях, требуемых для реконструкции томографического изображения с чувствительностью не менее 0,10 импульсов в секунду/Бк;
д. входная часть системы считывания имеет синхронную архитектуру, управляемую данными, с возможностью обеспечить для каждого индивидуального канала детектирования на базе ЛФД усиление с низким уровнем шума, дискретное считывание сигнала с тактовой частотой, аналоговое поточное хранение данных и детектирование событий, а также селекцию входного канала и мультиплексирование с подачей на выход контура двух входных сигналов с наибольшей энергией, функционирование в поточном режиме с фиксированной задержкой на частотах до 100 МГц, при этом указанная архитектура реализована в форме специализированной микросхемы (ASIC), обслуживающей 192 входных канала;
е. система запуска выполнена с возможностью осуществления способа измерения в реальном времени моментов детектирования фотонов без введения мертвого времени в процесс сбора данных, причем указанный способ основан на аналого-цифровом преобразовании импульсных отсчетов детектора и на цифровом алгоритме, обеспечивающих возможность вычисления момента фотонного события, необходимого для запуска от совпадения двух фотонов с временным разрешением порядка 1 нс;
ж. архитектура системы запуска и сбора данных основана на сочетании части, функционирующей в синхронном поточном режиме, с системой асинхронного считывания, использующей дублированную шину и способной функционировать со скоростью до 1 миллиона совпадений в секунду при скорости взаимодействия фоновых фотонов, равной 10 миллионам фотонов в секунду, ожидаемой при работе системы ПЭТ для части тела в условиях значительного фонового излучения от всего тела при отсутствии экранирования в головках детектора.

2. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что каждая головка детектора образована детекторными модулями, предпочтительно по 96 модулей на детекторную головку, каждый из которых образован блоками, содержащими по 32 детектора фотонов в виде сцинтилляционных кристаллов LYSO высокой плотности, составляющей 7,4 г·см^-3, способных детектировать фотоны при световом выходе 27 фотон./кэВ с максимумом спектра испускания у 430 нм и с формированием сигнала с постоянной времени 40 нс и имеющих размеры 2×2×20 мм³, при этом указанные кристаллы оптически изолированы в конфигурации 4×8 и сопряжены на обоих концах с наборами ЛФД, причем кристаллы и наборы ЛФД размещены и герметизированы в пластиковых держателях, тогда как поперечные размеры кристаллов выбраны из условия обеспечения желательного пространственного разрешения, а их продольные размеры выбраны из условия обеспечения требуемой чувствительности головок детектора.

3. Система ПЭТ по п.1 или 2, отличающаяся тем, что преобразование испускаемого кристаллом света в электрический сигнал обеспечивается наборами из 4×8 ЛФД, при этом эффективный размер пиксела выбран совместимым с расчетными поперечными размерами кристалла и составляющим 1,6×1,6 мм², квантовая эффективность ЛФД вблизи максимума испускания LYSO составляет около 75%, усиление ЛФД примерно равно 50, темновой ток составляет 2-4 нА, емкость равна 9 пФ, а температурный градиент усиления равен -2,4%/°С, что требует функционирования системы при стабилизации температурного режима.

4. Система ПЭТ по п.1 или 2, отличающаяся тем, что оптические параметры сбора испускаемого кристаллами света посредством пикселов ЛФД расчетным и экспериментальным путем выбраны из условия обеспечения градиента света, распределяемого между верхними и нижними ЛФД, необходимого для измерения Dol с разрешением порядка 2 мм, тогда как чехол, обеспечивающий указанную оптическую изоляцию и имеющий толщину 250 мкм, дополнительно служит держателем для кристаллов.

5. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что механизированные средства выполнены с возможностью:
(а) вертикального перемещения для настройки положения пластин по высоте;
(б) горизонтального перемещения для настройки положения пластин;
(в) настройки взаимного положения двух головок детектора, обеспечивающей возможность настройки расстояния между пластинами;
(г) вращения пластин вокруг оси ПЭТ, обеспечивающего оптимальные положения головок детектора и оптимизацию реконструкции томографического изображения;
(д) разворота системы ПЭТ вокруг второй оси, обеспечивающего, в сочетании с вращением вокруг первой оси, возможность исследований при ориентировании головок детектора в любых возможных направлениях.

6. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что входная электронная система считывания, выполненная на основе микросхемы ASIC, рассчитанной на 192 входных канала, имеет специализированную синхронную архитектуру, управляемую данными, работает в поточном режиме на частотах до 100 МГц, отвечающих функциональным требованиям системы ПЭТ, и обеспечивает формирование для каждого входного импульса от ЛФД соответствующих выходных отсчетов синхронно с тактовыми импульсами, при этом выходные данные генерируются только в режиме автозапуска, генерируемого данными, т.е. в случае, когда они соответствуют фотону с энергией, превышающей запрограммированный порог, и с фиксированной временной задержкой, необходимой для функционирования схемы запуска от совпадений.

7. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что входная электронная система в соответствии с п.6 содержит в каждом канале детектора малошумящий усилитель, характеризующийся максимальным зарядом на входе, равным 30 фКл, эквивалентным шумовым зарядом менее 1000 е, рассеиваемой мощностью менее 3 мВт на канал, допустимой общей дозой излучения до 5 крад, формированием выходного сигнала со временем нарастания 30 нс и усилением 30 мВ/фКл.

8. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что входная электронная система в соответствии с п.6 обеспечивает дискретное считывание амплитуды сигнала на выходе усилителей, записывает в каждом такте считанные заряды в наборы конденсаторов, функционирующих в качестве поточных аналоговых запоминающих устройств, и осуществляет параллельную обработку аналоговых сигналов компараторами с включенными на их выходах цифровыми логическими схемами для выявления каналов с сигналами выше порогового уровня.

9. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что входная электронная система в соответствии с п.6 производит, для входных сигналов выше порогового уровня, считывание из аналоговых запоминающих устройств десяти отсчетов и мультиплексирование данных с подачей их с тактовой частотой в один из двух доступных выходных каналов вместе с идентификацией входного канала.

10. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что входная электронная система в соответствии с п.6 состоит из входных плат (ВП), обеспечивающих прямой интерфейс с детекторными модулями, и сервисной платы для распределения тактовых импульсов и напряжения питания, регулирования опорного напряжения и мониторинга температуры, при этом каждая ВП соответствует заданному, в зависимости от конкретного приложения, количеству модулей, предпочтительно равному 24, и содержит:
заданное количество, предпочтительно 4, входных интегральных контуров в виде ASIC на 192 канала;
дискретные аналого-цифровые преобразователи (АЦП), работающие на частотах до 100 МГц, для каждого выходного канала ASIC, за которыми включены преобразователи из параллельной формы в последовательную, по одному на каждую группу из двух ASIC;
два скоростных канала передачи данных, использующих плоские электрические кабели с 10 дифференциальными парами в каждом кабеле, причем каждый канал функционирует на частотах до 680 МГц;
два плоских кабельных разъема, используемые в линиях управления и синхронизации, для считывания отсчетов с датчиков температуры и для распределения низкого напряжения;
два плоских кабельных разъема, используемые для распределения опорного напряжения для ЛФД, по одному независимому каналу подачи напряжения на 16 пикселов ЛФД.

11. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что система запуска и сбора данных выполнена с возможностью приема потоков цифровых данных от входной системы синхронно с событиями электрон-позитронной аннигиляции, оценивания, за период времени короче 100 нс, энергии и моментов падения детектированных фотонов на две противолежащие головки детектора, выбора тех фотонов, энергия которых совместима с энергией 511 кэВ, или выявления группы соударений, соответствующих фотонам, испытавшим комптоновскую диффузию в детекторных головках, сравнения моментов, соответствующих всем возможным комбинациям, и считывания данных из релевантных каналов в память компьютера, включая жесткий диск, при выявлении совпадения.

12. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что архитектура системы запуска и сбора данных в соответствии с п.11 основана на структурах поточной обработки, используемых для вычисления амплитуды и момента импульса, в сочетании с памятью для записи данных поточным методом во время обработки команды запуска, с обеспечением за счет указанного сочетания возможности запуска системы при совпадении в реальном времени, без внесения мертвого времени в процесс сбора данных.

13. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что система запуска и сбора данных в соответствии с п.11 состоит из следующих логических модулей: модулей сбора данных и фильтра (СДФ), по одному на каждый входной канал передачи данных, осуществляющих параллельную обработку входных данных, модуля запуска и модуля, являющегося концентратором данных (КД), причем все указанные модули связаны между собой двумя шинами, шиной запуска и шиной сбора данных, а модуль КД связан с компьютером скоростным каналом передачи данных.

14. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что модуль СДФ, выполненный в соответствии с п.13, обеспечивает вычисление энергии фотона и момента взаимодействия для каждого входного канала, выполняя в поточном режиме следующие операции:
(а) поиск пиков - поиск во входном потоке данных применительно к каждому каналу сигнала, превышающего два смежных с ним сигнала;
(б) сортировку и согласование каналов - сортировку идентификаторов каналов детектора, полученных от входных цифровых линий, и приведение в соответствие идентификаторов каналов для двух сторон детекторных пластин;
(в) вычисление оценки базовой линии - вычисление базовой линии, как среднего для двух предварительных отсчетов, предшествующих переднему фронту импульса, и ее вычитание из выборок данных;
(г) нормализацию - умножение данных после вычитания базовой линии на программируемый нормализующий коэффициент;
(д) суммирование энергий фотонов - суммирование амплитуд импульсов из четырех выходных каналов двух согласованных ASIC, соответствующих переднему и заднему кристаллам;
(е) вычисление момента взаимодействия фотона - вычисление момента импульса, задаваемое отсчетом генератора тактовых импульсов при приеме импульса (грубый отсчет), ассоциированном с фазой между пиком импульса и отсчетом генератора (точный отсчет), причем вычисляемый указанный точный отсчет соответствует отношению амплитуды считанного импульса к амплитуде предыдущего импульса, умноженному на нормализующий коэффициент, для максимального импульса в четырех каналах, используемых при вычислении энергии.

15. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что суммарная энергия в четырех каналах в соответствии с п.14 сравнивается с двумя программно-заданными порогами, порогом события и комптоновским порогом, причем комптоновский порог используется для идентификации наличия комптоновской диффузии в детекторе, тогда как порог события используется для идентификации поглощения фотона 511 кэВ, при этом, если энергия превышает один из пороговых уровней, информация по данному каналу передается по шине запуска в модуль запуска, выполненный в соответствии с п.13 и получающий информацию от всех модулей СДФ, которые обнаружили либо поглощение фотона, либо комптоновскую диффузию.

16. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что модуль запуска в соответствии с п.13 обнаруживает совпадение, ведущее к запуску, при выявлении в различных плоскостях кристалла в пределах программируемого временного окна, двух энергетических вкладов, превышающих пороговые значения, при этом модуль запуска посылает в соответствующие модули СДФ сигнал о том, что событие является валидным, а модули СДФ направляют ассоциированные данные через шину сбора данных в модуль КД, выполненный в соответствии с п.13, получающий данные от всех соответствующих модулей СДФ и организующий их в единый пакет, который подлежит отсылке по отдельному каналу передачи данных в компьютер для сбора данных.

17. Система ПЭТ по п.1, отличающаяся тем, что система запуска и сбора данных в соответствии с п.11 содержит пять плат двух различных типов, в том числе четыре платы сбора данных, на которых реализованы модули СДФ в соответствии с п.13, причем каждая из указанных четырех плат соответствует 8 модулям СДФ, и одну центральную плату запуска и концентрации данных, на которой реализованы триггерный модуль и модуль КД в соответствии с п.13, при этом в указанных платах, для реализации логики запуска, сбора данных и запоминания, использованы программируемые вентильные матрицы с четырьмя миллионами вентилей, а указанные платы установлены в крейте формата 6U с двумя магистральными шинами и с разъемами PCI, реализующими шины запуска и сбора данных по п.13.