СИСТЕМА И СПОСОБ ИЗМЕРЕНИЯ КОНЦЕНТРАЦИИ РАДИОФАРМАЦЕВТИЧЕСКИХ ПРЕПАРАТОВ Российский патент 2016 года по МПК A61N5/10 A61K51/00 A61M5/145 

ПЕРЕКРЕСТНЫЕ ССЫЛКИ НА РОДСТВЕННЫЕ ЗАЯВКИ

Данная заявка заявляет приоритет предварительной заявки США № 61/322555, поданной 9 апреля 2010 года, содержание которой раскрывается ниже посредством ссылки.

ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящее изобретение относится к способам подачи, системам и их компонентам для использования с радиофармацевтическими материалами и, в частности, к способам и компонентам, используемым для определения удельной активности или радиационной концентрации подаваемого радиофармацевтического материала.

Радиофармацевтические материалы широко используются в области медицины как в лечебных, так и в диагностических целях. С помощью инкапсулированных радиофармацевтических материалов (в виде зерен), введенных в твердые опухоли, например, опухоли предстательной железы, проводят облучение и последующее разрушение клеток опухоли. Для уменьшения риска возникновения рестеноза после ангиопластики используют кратковременное облучение просветных клеток в кровеносных сосудах радиоактивными материалами (которые удерживаются балонным катетером).

Кроме этих лечебных целей, радиофармацевтические препараты могут выступать в качестве радиоизотопного индикатора в специальных методах получения изображения для облегчения диагностики тканей, требующих медицинского вмешательства. Известны два таких метода получения изображения: позитронно-эмиссионная томография (PET) и однофотонная эмиссионная компьютерная томография (SPECT). При формировании изображения посредством PET, радиофармацевтический препарат, переносящий позитронно-активный нуклид (например, ¹⁸F) вводится в сосудистую систему пациента. Позитрон, излучаемый радионуклидом, сталкивается с расположенными вблизи электронами, высвобождая пару гамма-лучей с противоположными траекториями. Парные гамма-лучи регистрируются датчиками, расположенными с противоположных от пациента сторон, определяя тем самым расположение радиофармацевтического препарата. Например, ¹⁸F-фтордеоксиглюкоза (FDG) обычно используется для выявления клеток опухоли, которые преимущественно потребляют FDG. При формировании изображения SPECT, радиофармацевтическим препаратом переносится радионуклид, который излучает одиночный гамма-квант во время его дезинтеграции. Как и при PET, гамма-излучение регистрируется датчиками, расположенными возле пациента, определяя тем самым расположение радиофармацевтического препарата. Неограничивающим примером является использование препарата ^99mTc сестамиби, который вводится в сосудистую систему пациента, после чего проводятся наблюдения прохождения нуклида через сердце. Этот способ снабжает кардиолога информацией о способности сердца выкачивать кровь из желудочков.

Если для отдельного пациента, проходящего одну процедуру визуализации, доза облучения диагностическими радиофармацевтическими препаратами минимальна, то суммарная доза как для медицинского техника, так и для врача, вводящего радиоизотопный индикатор, может быть значительной. Это связано с количеством пациентов, которых ежедневно необходимо инъецировать медицинскому технику или врачу. А следовательно, определенное количество устройств было разработано для экранирования врача или техника от чрезмерного облучения его радиофармацевтическими препаратами. Для ручной инъекции радиофармацевтического препарата разработаны шприцы, в корпусе которых находится экранирующий материал (патент США № 4968305 изобретателя Takahashi и других), а также разработаны ручные экранированные держатели шприцов (патент США № 4994012 изобретателя Nakayama и других). В дополнение к таким ручным устройствам также известны автоматические устройства. Примеры таких устройств можно найти в патенте США № 6767319 изобретателя Reilly и других (далее по тексту в виде ссылки), публикация WO 2004/004787 заявки PCT на патент (изобретателя Van Naemen и других, далее по тексту в виде ссылки), публикация EP 1616587 заявки EPO на патент (изобретателя Buck, далее по тексту в виде ссылки) и публикация 2008/0177126 заявки на патент США (изобретателя Tate и других, далее по тексту в виде ссылки). Несмотря на то, что применение этих устройств направлено в основном на формирование изображения посредством PET (а конкретно на использование FDG), устройства подобного типа можно использовать для введения радиофармацевтических препаратов SPECT в методах получения изображения посредством SPECT.

Из описания изобретений Buck и Tate и других, в частности, автоматические инъекционные устройства содержат, как правило, следующие элементы. Основной источник радиофармацевтического препарата, например, флакон или другой контейнер, который расположен в экранированном пространстве внутри инъекционного устройства. Игла, канюля или другое устройство доступа, которое вставляется в контейнер для получения доступа к радиофармацевтическому материалу. Канал подачи, который прокладывается далее от устройства доступа к первому устройству перекачки, которое может содержать шприц и активатор или перистальтический насос. Источник нерадиоактивного промывочного материала, например, солевого раствора, который также снабжен вторым каналом подачи жидкости и который может быть подключен ко второму перекачивающему устройству или может иметь жидкостную связь с первым перекачивающим устройством через клапанный механизм. В примере, использующем второе перекачивающее устройство, выход последнего может быть связан по каналам подачи жидкости с выходом первого перекачивающего устройства посредством вспомогательного клапанного механизма. Выходной конец первого перекачивающего устройства связан по каналам жидкости с третьим каналом подачи жидкости, который пропущен через устройство регистрации излучений, например, ионизационную камеру. Третий канал подачи жидкости связан со вторым клапанным механизмом, который управляет направлением жидкости, направляя ее либо в контейнер отходов, либо на подающее устройство, которое может подавать радиофармацевтический материал либо в приемный патрон, либо пациенту, для медицинских целей. Компьютер с соответствующим программным обеспечением управляет действием первого и второго перекачивающих устройств через блоки управления двигателями и, кроме того, управляет клапанными механизмами. Инъекционное устройство также может содержать монитор для отображения информации пользователю (например, количества радиации, выявленной детектором излучений), а также устройство ввода компьютера (например, клавиатуру), позволяющее пользователю вводить информацию о работе инъекционного устройства.

С функциональной точки зрения такое автоматическое устройство может использоваться следующим образом. Техник или врач может загружать основной контейнер или флакон, заполненный раствором, содержащим радиоактивный материал, в экранированный приемник в инъекционном устройстве. Количество радиоактивного материала, например, удельная активность (представленная, например, в Бк или Ки на единицу объема) может быть напечатана на этикетке заполненного флакона. В качестве альтернативы, на флаконе с известным или предполагаемым объемом жидкости можно указать общую активность флакона (в Бк или Ки). После загрузки заполненного флакона или контейнера в экранированный приемник, в контейнер вводится устройство доступа, либо вручную, врачом или техником, либо автоматически, с помощью инъекционного устройства. Аналогичным образом подводится источник нерадиоактивного промывочного материала, например, от контейнера или подвесного пакета. Затем, врач или техник может подключить промывочный материал ко второму каналу подачи жидкости, предусмотренному в инъекционном устройстве. Удалить воздух из разных каналов подачи жидкости в инъекционном устройстве можно с помощью нерадиоактивного промывочного материала посредством процесса прокачки. Процесс удаления воздуха приводит к заполнению каналов подачи жидкости промывочным материалом, что обеспечивает отсутствие воздуха при использовании. После этого врач или техник активирует инъекционное устройство путем задания дозы радиофармацевтического препарата для подачи. Можно выбрать разные способы настройки инъекционного устройства на подачу определенного количества радиации, необходимой для введения. Например, врач или технический пользователь может ввести общий объем подачи радиофармацевтического препарата через интерфейс на инъекционном устройстве. Кроме этого, пользователь может ввести величину общей радиационной активности для конечной дозы. В таком случае, программное обеспечение в компьютере инъекционного устройства должно иметь данные по удельной активности жидкости в источнике радиофармацевтического препарата и выполнять такие вычисления, как определение конечного объема подачи. Если получателем дозы является пациент, то можно ввести в инъекционное устройство параметры пациента (например, рост и вес). В данном примере программное обеспечение компьютера инъекционного устройства может использовать данные для определения соответствующего количества подаваемого радиофармацевтического препарата, например, активность, для последующего вычисления общего объема, необходимого для подачи из источника радиофармацевтического препарата. Суть вопроса не ограничена данными примерами и для настройки инъекционного устройства на доставку определенного объема подаваемого радиофармацевтического препарата можно использовать другие способы.

После определения объема радиофармацевтического препарата инъекционное устройство активирует соответствующие механизмы перекачки для переноса требуемого объема от контейнера-источника радиофармацевтического препарата в третий канал подачи жидкости от первого механизма перекачки. Способ перекачки, который затем активируется для перекачки промывочной жидкости от источника промывочной жидкости в третий канал подачи жидкости, заключается в том, что болюс промывочной жидкости проталкивает дозу радиофармацевтического препарата по каналу подачи жидкости. Посредством этого доза радиофармацевтического препарата продвигается по третьему каналу подачи жидкости до тех пор, пока не попадает в зону вблизи детектора радиации. По описанию изобретателя Tate и других, такой детектор радиации может содержать детектор ионизации. Такой детектор ионизации можно коротко описать в виде закрытого контейнера с центральным анодом и собирающим катодом, между которыми прикладывается электрический потенциал. Контейнер детектора заполнен регистрирующим газом (например, аргоном). Когда радиация, излучаемая радиофармацевтическим препаратом, попадает в детектор ионизации, происходит ионизация некоторого количества газа, что приводит к возникновению положительных и отрицательных зарядов. Отрицательные заряды притягиваются к собирающему аноду и, таким образом, образуется ток из заряженных частиц. Затем электрический ток, формируемый детектором радиации, обрабатывается электронными устройствами и программным обеспечением для получения показаний измеренного количества дезинтеграций в секунду (в Бк или Ки). В результате, инъекционное устройство предоставляет непосредственную информацию о количестве радиации, излучаемой дозой радиофармацевтического препарата, подаваемого инъекционным устройством. Как описано в Buck, если измеренная активность дозы не соответствует достаточному количеству радиофармацевтического препарата, то можно запрограммировать инъекционное устройство на подачу второй дозы, которая, в совокупности с первой, будет обеспечивать необходимое количество подаваемого радиоактивного фармацевтического препарата.

После получения в третьем канале подачи жидкости необходимого объема радиофармацевтического препарата, полная доза радиофармацевтического препарата выкачивается из инъекционного устройства через устройство подачи в конечный пункт назначения. В случае, если радиационная активность дозы превышает требуемую величину, в инъекционном устройстве активируются клапанные механизмы, выводящие эту дозу в контейнер для отходов на утилизацию.

По описанию в приведенном выше примере автоматического инъекционного устройства радиофармацевтических препаратов, концентрация радиации основного объема фармацевтического препарата должна быть точно указана среди данных на этикетке основного флакона, для ее определения техником или пользователем. Данная информация должна вводиться в инъекционную систему для расчета дозы. Обычно, данные о концентрации, предоставляемые на этикетке, имеют погрешность ±30%. Такая неточность может привести к понижению или превышению уровней дозировки пациента, относительно требуемых уровней. По этой причине желательно предусмотреть в инъекционном устройстве систему прямого измерения удельной активности или радиоактивной концентрации фармацевтического препарата, находящегося в основном контейнере.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В данном описании представлены различные варианты реализации системы и способа измерения радиоактивной концентрации радиофармацевтического препарата. В одном из вариантов осуществления система содержит контейнер, анализируемую область, связанную с контейнером, детектор радиации для фокусирования радиации, излучаемой анализируемой областью, устройство сбора данных обеспечивающее измерение радиации анализируемой области, и микропроцессорную систему, которая обменивается данными с устройством сбора данных. Микропроцессорная система осуществляет вычисления радиоактивной концентрации излучаемой радиофармацевтическим препаратом, излучающим радиацию, заключенную в анализируемой области, при обработке данных с устройства сбора данных.

Система может дополнительно содержать апертуру, содержащую по меньшей мере один оптический элемент, расположенный между анализируемой областью и детектором радиации. Для контроля выбора по меньшей мере одного из оптических элементов на апертуре в анализируемой области обеспечивается радиоактивная концентрация радиоактивного нуклида. Кроме того, рядом с апертурой можно установить коллиматор. Оптические элементы могут выбираться из апертур или ослабляющих материалов. Кроме того, датчик может содержать кристалл, соизмеримый с открытым участком анализируемой области для фокусировки для регистрации радиации, излучаемой из анализируемой области.

Предлагается способ измерения радиоактивной концентрации радиофармацевтического препарата в системе измерения концентрации, содержащей контейнер, включающий, по меньшей мере, анализируемую область, детектор радиации, содержащий, по меньшей мере, выход для регистрации радиации, излучаемой, по меньшей мере, из анализируемой области, устройство сбора данных, содержащего электронный вход и цифровой выход, причем электронный вход электрически связан с выходом детектора радиации, и микропроцессорную систему, обменивающуюся данными с цифровым выходом устройства сбора данных, при этом способ включает облучение детектора радиацией, излучаемой радиофармацевтическим препаратом, находящимся, по меньшей мере, в анализируемой области, по меньшей мере, сбор данных с выхода детектора радиации через электронный вход устройства сбора данных, преобразование сигнала, принятого с выхода детектора радиации, в цифровое представление, передачу сигнала цифрового представления с цифрового выхода электроники сбора данных на микропроцессорную систему, анализ цифрового представления с использованием, по меньшей мере, одного программного модуля, находящегося в микропроцессорной системе и обеспечивающего, по меньшей мере, один алгоритм анализа; и вычисление радиоактивной концентрации на основе общей величины радиации, рассчитанной, по меньшей мере, по одному алгоритму анализа.

Способ дополнительно заключается в том, что, по меньшей мере, один программный модуль, может содержать несколько программных модулей. Дополнительно, способ содержит анализ цифрового представления, причем этот анализ дополнительно содержит вычисление гистограммы, содержащей несколько энергетических величин и несколько экземпляров проявлений каждой из нескольких энергетических величин, из нескольких цифровых представлений, выделение окон гистограммы, по меньшей мере, по одной энергетической величине, и, по меньшей мере, по одному из экземпляров проявлений, по меньшей мере, одной энергетической величины, образуя при этом гистограмму с выделенными окнами, интегрирование экземпляров проявлений, по меньшей мере, одной энергетической величины в гистограмме с выделенными окнами, образуя при этом интегральную величину, и преобразование интегральной величины в общую величину радиации. Кроме того, можно дополнительно ввести корректировку нелинейности интегральной величины в цифровом представлении.

Дополнительные подробности и преимущества различных вариантов осуществления, подробно рассмотренных в данном описании, будут ясны из нижеследующего подробного описания предпочтительных вариантов осуществления и приложенных графических материалов.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВ

На фиг. 1a представлена блок-схема системы измерения концентрации радиофармацевтического препарата.

На фиг. 1b представлена блок-схема альтернативной системы измерения концентрации радиофармацевтического препарата.

На фиг. 2 представлен схематический вид сбоку механической части и детектора сигналов измерительной системы.

На фиг. 3 представлен вариант осуществления коллиматора и контейнер настоящего изобретения.

На фиг. 4a представлена блок-схема одного из вариантов осуществления измерительной системы, содержащей детектор, узел электронного оборудования и модули программной обработки, основанные на системе, содержащей трансимпедансный усилитель.

На фиг. 4b представлена блок-схема другого варианта осуществления измерительной системы, содержащей интегрирующий усилитель.

На фиг. 4c представлена блок-схема еще одного варианта осуществления измерительной системы, содержащей трансимпедансный усилитель, в котором несколько аппаратных функций сосредоточены в аппаратных модулях.

На фиг. 5a представлена блок-схема одного из вариантов модуля программной обработки измерительной системы.

На фиг. 5b представлена блок-схема другого варианта осуществления модуля программной обработки измерительной системы, содержащей модули вычисления эффективного периода полураспада радионуклида.

На фиг. 6 представлен спектр излучения радиации двух радиоактивных изотопов.

На фиг. 7 представлена блок-схема другого варианта осуществления детекторного узла системы измерения концентрации, демонстрирующего использование нескольких анализируемых областей и детекторов радиации.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

На фиг. 1a представлена блок-схема системы 10 измерения концентрации активности (или удельной активности) радиофармацевтических препаратов. Измерительная система содержит контейнер радиофармацевтической жидкости, расположенный в держателе 20, детектор 30 радиации, содержащий, по меньшей мере, кристаллический датчик 40 и усилитель 50, расположенные на соответствующем расстоянии для регистрации радиоактивности, коллиматор, расположенный между контейнером жидкости и детектором радиации, электронную аппаратуру 70 сбора данных, которая, по меньшей мере, оцифровывает аналоговый сигнал, формируемый детектором, и микропроцессорную подсистему программного обеспечения ЦОС 80, связанную с выходом электроаппаратуры сбора данных детектора. Необязательно, для регулировки потока радиации, падающего на детектор, между коллиматором и детектором можно установить держатель 90 апертуры. Измерительная система вычисляет концентрацию активности радиофармацевтического препарата (далее - концентрацию) в жидкости. В качестве альтернативы, на фиг. 1b представлен вариант системы 11 измерения без дополнительного коллиматора 61 или держателя 91 апертуры. Кроме того, необязательно, для измерения концентрации в анализируемой области, можно соответствующим образом расположить детектор рядом с анализируемой областью 22, чтобы кристалл 40 примыкал к измеряемому участку.

На фиг. 1a, в качестве контейнера жидкости 26 может выступать любая подходящая емкость для содержания радиофармацевтического препарата во время процесса измерения, включая, кроме всего прочего, пакет для инфузий или формованную бутылку. Контейнер 26 для жидкости имеет форму любой хорошо известной геометрической фигуры, например, цилиндра с предопределенным, измеряемым или заданным объемом и поперечным сечением. Дополнительно, контейнер для жидкости 26 изготовляется из материала, который как поглощает, так и рассеивает минимальное количество радиации, излучаемой радиофармацевтическим препаратом, содержащимся в контейнере, чтобы детектор мог произвести точное измерение радиации фармацевтического препарата. Примерами таких материалов могут быть материалы с низкой плотностью, такие как, кроме всего прочего, поликарбонат, полиэтилен-терефталат, акрил- или акрилонитрил-бутадиен-стирол. Часть контейнера для жидкости формирует "анализируемую область" 22, которая представляет собой экранированный фиксированный объем с наличием радиационной жидкости. Анализируемая область исследуется с помощью детектора.

Контейнер 26 для жидкости может быть расположен в держателе 20 контейнера для жидкости. Держатель контейнера 26 для жидкости может состоять из экранирующего радиацию материала, преимущественно материала с высокой плотностью, например, из вольфрама, для минимизации величины радиации, излучаемой фармацевтическим препаратом в окружающее пространство. Другими вариантами осуществления такого материала высокой плотности могут выступать, без ограничений, полимерные смеси с высокой удельной массой, представленные наполненным полимерным композитом высокой плотности Trilliant™ НС GRV, который поставляется компанией Radiation Protection Technologies. Держатель 20 может иметь фиксирующее устройство, с помощью которого контейнер для жидкости 26 может быть прочно закреплен с возможностью быстрого съема, причем контейнер может удерживаться в фиксированном положении по отношению к другим узлам системы.

Как показано на фиг. 1а, анализируемая область 22 со всех сторон окружена границей 24а, 24b радиофармацевтической жидкости. Эта граница обеспечивает непрерывность радиации вокруг анализируемой области 22. Если при наполнении контейнера 26 для жидкости, над жидкостью образуется воздушное пространство 27, то граница 28 воздух/жидкость будет вызывать чрезмерное рассеивание радиации на границе, что в конечном счете приведет к неверному показанию удельной активности, определяемой детектором, если область, наполненная воздухом, находится близко к анализируемой области 22. Данный эффект минимизируется достаточным запасом жидкости вокруг анализируемой области 22.

Для получения заданного определенного объема или анализируемой области, можно расположить рядом с держателем контейнера или встроить в него коллиматор 60. Кроме того, как показано на фиг. 2, экранированный держатель контейнера (и контейнер для жидкости) может упираться в коллиматор 60, обеспечивая тем самым фиксированное расположение контейнера 26 для жидкости и коллиматора 60 друг относительно друга. Коллиматор 60 может быть изготовлен из любого материала с высокой плотностью, например, без ограничений, из вольфрама. Коллиматор 60 ограничивает радиацию, измеряемую системой, до величины, излучаемой радиофармацевтической жидкостью, находящейся в анализируемой области контейнера 26. Точный объем анализируемой области 22 можно получить исходя из длины и

диаметра коллиматора (образующего оптическое окно в контейнере для жидкости), в сочетании с известной геометрией и поперечным сечением контейнера для жидкости. Детектором 30 измеряется только радиация, излучаемая из анализируемой области 22.

Кроме этого, между коллиматором и детектором может быть дополнительно установлена избирательная апертура 90. Избирательная апертура может иметь любую геометрию подходящей формы, в том числе колесо или задвижку с меняющимися отверстиями, пропускающими радиацию. Поскольку радиофармацевтические препараты содержат разные радионуклиды, например, ^99mTc или ²⁰¹Tl, их концентрации могут изменяться в широких пределах. Одним из неограничивающих примеров может быть радиофармацевтический препарат, содержащий ^99mTc, концентрация активности которого может находиться в диапазоне от 1 мКи/мл до 150 мКи/мл, в то время как препараты, содержащие ²⁰¹Tl, могут иметь концентрацию активности от 1 мКи/мл до 10 мКи/мл. Можно использовать апертурное колесо для уменьшения количества радиации, проходящей через коллиматор в детектор, чтобы предотвратить насыщение. Избирательная апертура 90 позволяет детектору 30 подстраиваться под большой диапазон концентраций потенциальных радиофармацевтических препаратов, и таким образом детектор не будет доходить до насыщения (высокий уровень концентрации) или требовать слишком много времени на проведение измерений (низкий уровень концентрации). На фиг. 2 представлен один вариант осуществления избирательной апертуры 190.

В альтернативном варианте осуществления контроля падающего на детектор потока радиации может быть основан на средствах изменения длины оптического пути между фармацевтическим препаратом в анализируемой области и кристаллическим детектором. В данном варианте осуществления (не показан) колесо, содержащее ослабляющие элементы, заменено вторым телескопическим коллиматором, прикрепленным к детектору на подвижной опоре. Телескопический коллиматор примыкает к фиксированному коллиматору, образуя таким образом один коллимационный путь переменной длины. Путем перемещения опоры пользователь может укорачивать или удлинять оптический путь от анализируемой области до детектора, изменяя тем самым количество радиации, падающей на детектор, в соответствии с известными правилами оптики.

Детектор 30 радиации расположен после держателя 20 контейнера коллиматора 60 и дополнительной апертуры/аттенюатора 90. В детекторе 30 радиации могут быть использованы разные современные технологии регистрации радиации, подходящие для интересующего энергетического диапазона. Примерами техники регистрации радиации являются матрицы кремниевых PIN-фотодиодов или лавинных фотодиодов (кремниевые PMT) со сцинтилляционным материалом или детекторы на основе кристаллов кадмий-цинк-теллура (CZT) или кадмий-теллура (CT). Преимущество такого датчика заключается в высокой чувствительности, а также в маленьких габаритах и низкой стоимости. Датчик на основе CZT содержит кристалл CZT (датчик), к которому через анод и катод прикладывается электрический потенциал. Падающие гамма или Х-лучи (здесь ионизирующие фотоны или фотоны) создают импульс электронно-дырочных пар, которые мигрируют к аноду и катоду, соответственно. Импульс электронов движется намного быстрее, благодаря высокой подвижности, и накапливается на аноде, как правило, через разделительный конденсатор (который защищает усилитель заряда от высоковольтного смещения, присутствующего на аноде). Количество образованных электронно-дырочных пар пропорционально энергии фотонов, поглощаемых кристаллом, и представляет собой импульс заряда на аноде.

Детектор 30 может дополнительно содержать усилитель 50, так как может потребоваться усиление тока на выходе кристалла для дальнейшего использования. Двумя не ограничивающими примерами таких усилителей, которые могут принимать импульс тока, вырабатываемый кристаллом, являются широкополосный трансимпедансный усилитель с короткой постоянной времени затухания или интегрирующий усилитель. Электронная аппаратура 20 сбора данных детектора 30 радиации и микропроцессор/DSP 80 являются дополнительными элементами, представленными на фиг. 4a-c.

Детектор 30 вырабатывает аналоговый сигнал, который накапливается и оцифровывается электронной аппаратурой сбора данных. На фиг. 4a представлен детектор 130, который содержит трансимпедансный усилитель. Импульс на выходе детектора может быть дополнительно обработан с использованием аппаратных узлов перед переводом в цифровую форму АЦ преобразователем в модуле сбора данных или в модуле 170 формирования и сбора импульсов. Этот процесс дополнительно представлен на фиг. 4a. В варианте осуществления, представленном на фиг. 4c, импульс на выходе трансимпедансного усилителя может быть захвачен непосредственно АЦ преобразователем, с дальнейшей обработкой сигнала, обеспечиваемой программными модулями в программном обеспечении ЦОС. В другом варианте осуществления, представленном на фиг. 4b, просто производится оцифровка аналогового выхода интегрирующего усилителя 238 АЦ преобразователем 272 для дальнейшей обработки микропроцессорной/DSP-системой 280.

Затем, оцифрованные выходные данные детектора передаются на микропроцессор 180, 280 или 380 системы регистрации концентрации, как показано на фиг. 4a-c. Для анализа данных, микропроцессор может использовать любое количество алгоритмов цифровой обработки сигнала (DSP). Такие алгоритмы могут содержать, без ограничений: алгоритмы выделения окон в форме импульсов, для определения энергии фотона, связанной с каждым импульсом, алгоритмы построения гистограмм энергии, связанной с данными импульса в спектре излучения, алгоритмы формирования энергетического спектра для определения характерных энергетических пиков, алгоритмы определения нуклида, на основании энергетического спектра, алгоритмы расчета удельной активности пробы радиофармацевтического препарата, и алгоритмы вычисления периода полураспада пробы радиофармацевтического препарата в анализируемой области.

На фиг. 2 представлен альтернативный вариант осуществления системы измерения концентрации активности радиофармацевтического препарата, по описанию фиг. 1. На фиг. 2, в частности, представлен предпочтительный вариант осуществления, содержащий контейнер для жидкости шприцевого типа с поршнем, экранированный канал подачи жидкости для радиофармацевтического препарата, измеренного в контейнере для жидкости, экранированный держатель контейнера для жидкости с устройством фиксации, апертурное колесо и узел детектора радиации. Узел детектора радиации может дополнительно содержать чувствительный кристалл, усилитель и электронную аппаратуру формирования и сбора импульсов (не показаны), расположенные внутри электрически экранированного корпуса.

В варианте осуществления, представленном на фиг. 2, контейнер для жидкости содержит шприц для помещения в него радиофармацевтического препарата во время процесса измерения. Шприц наполняется или опорожняется путем активации поршня, расположенного под шприцем. Такая активация выполняется либо вручную, либо с помощью механических приспособлений под управлением электронной аппаратуры или компьютера (не показаны).

На фиг. 3 представлен другой вариант осуществления контейнера 320 для жидкости. Радиофармацевтическая жидкость подается в отверстие контейнера посредством клапанного механизма, для возможности управления направлением потока жидкости в контейнер для жидкости и из него. Контейнер 320 для жидкости представляет собой восьмиугольник, охватывающий шприц.

Контейнер для жидкости расположен внутри экранированного держателя контейнера для жидкости. Держатель контейнера жидкости изготавливается преимущественно из вольфрама или другого материала с высокой плотностью для минимизации количества радиации, излучаемой фармацевтическим препаратом в окружающее пространство. На фиг. 2, показан экран, содержащий экранирующий блок 191, который надевается на контейнер для жидкости и фиксируется на месте. Держатель 120 обеспечивает поддержку контейнера 126 для жидкости в фиксированном положении по отношению к другим оптическим узлам (коллиматору и дополнительным апертурам/аттенюаторам), а также по отношению к датчику радиации.

Рядом с контейнером для жидкости 126 может быть расположен коллиматор. На фиг. 3, экранированный держатель 120 контейнера прижимает контейнер 126 для жидкости вплотную к коллиматору или избирательной апертуре 190, обеспечивая фиксированное расположение контейнера для жидкости и коллиматора. Например, в варианте осуществления, представленном на фиг. 2, коллиматор 60 вставлен между контейнером 20 для жидкости и избирательным апертурным колесом 90.

Как показано на фиг. 3, избирательное апертурное колесо 190 может содержать множество шайб или дисков 190a, 190b, 190c. Каждый диск может представлять собой отдельный ослабляющий/экранирующий материал, который выбирается в соответствии с типом радионуклида, вводимого в пациента. Ослабляющий/экранирующий материал подбирается под уровень радиации, чтобы детектор 30 мог правильно определить уровень радиоактивности. Примерами таких материалов являются свинец и вольфрам. Каждый из дисков содержит микроотверстие(ия) 195 или микропрорезь(и) 197, причем каждый из этих элементов обеспечивает соответствующий уровень ослабления. Микроотверстия могут иметь различные диаметры, а микропрорези могут иметь разную толщину, причем каждая из форм пропускает большее или меньшее количество радиации, попадающей на детектор. Имея разные апертуры, каждая конкретная апертура может быть связана с конкретным радионуклидом, например, апертура диаметром 0,12 дюйма связана с фармацевтическим препаратом, содержащим ²⁰¹Tl.

Апертурные микроотверстия могут составлять часть апертурного колеса, или могут быть изготовлены в виде отдельных съемных дисков с апертурными отверстиями, которые вставляются в приемные гнезда колеса. Затем, съемные апертурные диски могут быть зафиксированы в гнездах с помощью любых известных креплений, например, с помощью установочных винтов. Использование съемных апертурных дисков может оказаться удобным для пользователя системы измерения концентрации, когда в процедуре необходимо будет использовать радиофармацевтический препарат с концентрацией или радионуклидом, который отличается от ранее используемого. В таком случае для ослабления радиации, попадающей на датчик, может потребоваться набор апертур, отличный от того, который использовался для другого радионуклида. Апертурное колесо перемещается вручную оператором или с помощью механической системы, под управлением микропроцессора. В каждом из вариантов апертурное колесо может временно фиксироваться в точно установленном положении для обеспечения соосности микроотверстия апертуры и коллиматора. В варианте, представленном на фиг. 3, выемки в кромке апертурного колеса совмещаются с подпружиненным шариком для обеспечения правильного выравнивания колеса.

Апертурное колесо или избирательная апертура также могут содержать известный радиоактивный контрольный источник для проверки правильного функционирования датчика и связанной с ним электроники, например, ²⁴¹Am. Контрольный источник может быть использован, например, при первом включении датчика концентрации, для ежедневной проверки правильности работы детектора и электроники. Пользователем могут быть использованы разные альтернативные источники радиации, либо пользователь измерительной системы может отказаться от наличия какого-либо источника радиации на апертурном колесе. Такие калибровочные источники также могут быть выполнены в виде дисков, подобных съемным апертурным дискам, которые можно вставлять или извлекать из гнезд в апертурном колесе. Кроме того, вместо апертур можно использовать другие элементы оптического ослабления, например, ослабляющую фольгу или тонколистовые материалы из свинца, вольфрама или другого ослабляющего материала. Радиация, излучаемая фармацевтическим препаратом в анализируемой области, после прохождения через коллиматор и апертуру, регистрируется детектором радиации. Как показано в примере на фиг. 1a, в качестве такого детектора может быть использован детектор на основе КЦТ с усилительными электронными устройствами. Такой КЦТ-детектор может быть помещен в узел кубической формы, размером 20 мм, и может быть смонтирован на небольшой печатной плате, содержащей электронику обработки для подготовки требуемых данных к сбору и обработке компьютером (см. например, сенсорный модуль iGEM eV Microelectronics [http://www.evmicroelectronics.com/igemsm.html просмотрено 13 ноября 2009 г.]). Как показано на фиг. 2, такой детектор радиации может быть помещен в электрически экранированный корпус для снижения величины внешнего электронного шума, воспринимаемого электроникой детектора.

На фиг. 3 представлен другой вариант контейнера 326 радиофармацевтической жидкости. На этом рисунке контейнер изготовлен не в виде цилиндрического шприца, а имеет пару параллельных плоских поверхностей, переднюю и заднюю, прямоугольной формы. Этот контейнер для жидкости может представлять собой узел, изготовленный литьем под давлением, который монтируется в линию труб подачи жидкости, по которым может подаваться радиофармацевтическая жидкость в контейнер для жидкости. Такая ”сплющенная” камера расходится раструбом для обеспечения дополнительного запаса жидкости вокруг анализируемой области и получения плоской передней поверхности. Важным размером расширенной плоской отборной камеры, который может влиять на точность измерений, является отношение толщина/глубина (вдоль продольной оси коллиматора) камеры для жидкости. В варианте с расширенной камерой для жидкости одним из преимуществ является то, что плоская передняя поверхность может быть легко сопряжена с коллиматором при фиксации расстояния детектор-источник (жидкость). Дополнительно при этом снижается критичность поперечного выравнивания между коллиматором и камерой.

На фиг. 4a-c представлены варианты расширенных блок-схем системы измерения концентрации, представленной на фиг. 1. В варианте, представленном на фиг. 4a, содержится детектор 130, модуль 170 формирования и сбора импульсов и микропроцессор 180. Детектор 130 содержит трансимпедансный усилитель 138 и электронное оборудование формирования/сбора импульсов, которое создает обработанные импульсы, преобразованные в цифровой формат, для обработки программными модулями, реализованными в секции микропроцессора/ЦОС. В варианте осуществления, представленном на фиг. 4b используется интегрирующий усилитель 238, который обеспечивает вывод напряжения на модуль 270 формирования/сбора импульсов, после чего сигнал подается на модуль 130 микропроцессора/ЦОС. В варианте, представленном на фиг. 4c, также используется интегрирующий усилитель в детекторе, но выходной импульс формируется только перед полной оцифровкой для дальнейшей обработки информации в микропроцессоре/ЦОС.

Как показано на фиг. 4a, детектор 130 содержит, без ограничений, механическую часть детектора, описанную ранее на фиг. 1 (держатель для жидкости, экран держателя для жидкости или другие соответствующие кристаллическому детектору коллиматор и апертуры), датчик детектора радиации (например, детектор на кристалле КЦТ) вместе со своим источником высоковольтного смещения и усилитель, который усиливает выходной сигнал детектора. На фиг. 4a, в качестве усилителя детектора используется трансимпедансный усилитель. Трансимпедансный усилитель широко используется в счетных приложениях и при построении спектральной характеристики. Такие счетные приложения могут содержать задачи определения количества импульсов, принятых за определенный период времени, или определения количества времени, требуемого для сбора определенного количества импульсов, например, для улучшения статистики вычислений требуется подсчет большого количества импульсов, по меньшей мере, нескольких тысяч (например, 40000). Амплитуда импульса напряжения пропорциональна количеству накопленного заряда, которое, в свою очередь, пропорционально энергии входящего фотона.

Модуль 170 формирования и сбора импульсов, показанный на фиг. 4a, принимает выходной импульс сигнала от детектора 130 радиации. Электронная аппаратура 170 формирования и сбора импульсов состоит из таких аппаратных узлов как, без ограничений, электронные схемы 172 формирования импульсов, схема 174 восстановления нулевого уровня, модуль 176 сбора амплитуд импульсов и АЦ преобразователь 178, который обрабатывает импульсы напряжения с выхода трансимпедансного усилителя. Модуль 172 формирования импульсов извлекает только интересующий переходной сигнал напряжения, представляющий собой событие проявления фотона, которое подсчитывается на выходе детектора. Данная электронная аппаратура может содержать, без ограничений, ряд активных и/или пассивных электрических фильтров. Модуль 174 восстановления нулевого уровня служит для нормализации нулевого уровня импульса и корректировки дрейфа нуля вследствие наложения импульсов в детекторе. Наложение импульсов возникает тогда, когда большое количество фотонов, поглощаемых кристаллом детектора, приводит к образованию импульсов напряжения с частотой, которая выше частоты распознавания усилителя детектора. Высокая частота импульсов приводит к перекрытию импульсов, при котором происходит заметный дрейф напряжения нулевого уровня импульса, также как и искажение формы импульса.

Затем, обработанные электрические импульсы могут быть собраны электронным оборудованием, например, в усилителе выборки и хранения, который выдает стабилизированное напряжение на аналого-цифровой (АЦ) преобразователь. Обычно ширина импульса составляет от 0,5 до нескольких микросекунд. Следовательно, для сбора информации об амплитуде импульса требуется схема пикового детектирования с подходящим временем отклика (менее 0,5 или нескольких микросекунд, соответственно). Для распознавания амплитуды импульса требуется АЦ преобразователь с подходящим числом битов. Например, для различения импульсов радионуклидов ^99mTc и ²⁰¹Tl подойдет 8-битный АЦ преобразователь. Для вычисления скорости счета фотонов не требуется информация о точном времени запуска/поступления каждого импульса, хотя она могла бы предоставить дополнительные статистические данные, подтверждающие существование экспоненциального распределения на временных промежутках между импульсами. Данное положение верно, пока система способна определять общее количество импульсов, обнаруженных за точно определенный период времени. Временной период должен определяться с точностью до 0,5% или более высокой точностью, например, при попытках измерять концентрацию активности источника с точностью в 3%. Достаточная точность при измерении времени может быть обеспечена схемой синхронизации, которая обычно входит в плату микропроцессора/ЦОС.

Микропроцессор/ЦОС 180, показанный на фиг. 4a, более подробно описан на фиг. 5a и 5b. На фиг. 5a показаны основные и неограничивающие компоненты программного обеспечения, используемые для работы с радиофармацевтическими препаратами с хорошо определяемым периодом полураспада радионуклида (например, не ограничиваясь, ²⁰¹Tl). На фиг. 5b показаны дополнительные модули, используемые для вычисления периода полураспада радиофармацевтического препарата, радионуклид которого имеет примеси других радиоактивных изотопов (например, примеси ⁹⁹Mo в ^99mTc). Компоненты данного блока могут содержать, но не ограничено, функцию 482 автоматической идентификации изотопа, функцию 484 выделения окон энергетических уровней, функцию 485 взвешенного интегрирования, функцию калибровки с калибровочными коэффициентами, функцию преобразования амплитуд напряжений импульсов в энергию распада и функцию вычисления уровня концентрации активности фармацевтического препарата.

На фиг. 4b представлен вариант измерительной системы, содержащей детектор 230, устройство 270 сбора данных и микропроцессор 280. Детектор 230 содержит интегрирующий усилитель 238, вместо трансимпедансного усилителя, показанного на фиг. 4a. Интегрирующий усилитель будет вырабатывать напряжение, пропорциональное току, который образуется в кристалле в результате попадания потока радиации на детектор. Далее, этот ток будет пропорционален скорости, с которой поглощаются фотоны в кристалле и которая прямо связана с активностью интересующего источника радиации. В отличие от альтернативных вариантов осуществления, использующих трансимпедансный усилитель, вариант осуществления на фиг. 4b, содержащий интегрирующий усилитель, не допустит анализ амплитуд импульсов (построение гистограммы для формирования энергетического спектра), а, следовательно, и автоматическая идентификация изотопа будет невозможна, как в варианте осуществления с трансимпедансным усилителем.

В аппаратуре сбора данных, представленной на фиг. 4b, используются аппаратные узлы цифрового преобразования, например, не ограничиваясь, АЦ преобразователь 272. Как было указано ранее, интегрирующий усилитель 238, используемый в детекторе 230, не вырабатывает импульсы, связанные с каждым событием улавливания фотона, а производит интегрирование выходных импульсов датчика, получая на выходе уровень напряжения. Следовательно, это напряжение необходимо лишь перевести в цифровую форму для передачи в микропроцессор 280, принимающий данную цифровую информацию.

Микропроцессор 280 на фиг. 4b, не содержит автоматический идентификатор изотопа, показанный в микропроцессоре 180 на фиг. 4a. Так как в микропроцессор ЦОС не передается информация об импульсе, то автоматическая идентификация изотопа невозможна. Поэтому микропроцессору необходимо предоставить информацию об идентификации радионуклида или радиофармацевтического препарата. Такой модуль 289 идентификации изотопа может быть организован пользователем непосредственно с помощью устройства 289 ввода, например, клавиатуры, либо информация может быть предоставлена, не ограничиваясь данным примером, в электронном виде, например, с помощью устройства считывания штрих-кода, РЧИ или любого другого считывающего устройства или устройства ввода электронной информации, связанного с системой, для считывания информации с контейнера радиофармацевтического препарата или получения ее с участка, связанного с контейнером. После получения данной информации определяются соответствующие калибровочные коэффициенты, после чего данные интегрированного напряжения преобразуются в необходимую информацию, из которой можно вычислить удельную активность.

В другом варианте осуществления измерительной системы 300, представленном на фиг. 4c, в детекторе 330, подобном представленному на фиг. 4а, используется трансимпедансный усилитель 338. Хотя аппаратура 370 формирования и сбора импульсов содержит устройства 370 формирования импульса и цифрового преобразования. На фиг. 4c, функции восстановления нулевого уровня и сбора амплитуд импульсов, представленные в виде вариантов осуществления оборудования на фиг. 4a, заменены программными модулями, встроенными в микропроцессор/ЦОС 380. На фиг. 4c аппаратура оцифровки содержит высокоскоростную схему АЦ преобразователя. При частоте дискретизации, например, не ограничиваясь, 20-200 МГц, можно накопить достаточное количество точек измерения за время импульса от 0,5 микросекунд до нескольких микросекунд, чтобы можно было точно определить амплитуду импульса (для целей определения изотопа). Высокоскоростной АЦ преобразователь может каждый раз включаться только для дискретизации данных при поступлении нового импульса, либо он может работать непрерывно (если доступен большой объем памяти). При повышении частоты дискретизации стоимость схем цифрового преобразования увеличивается.

Аппаратный модуль 170 формирования и сбора импульсов, показанный фиг. 4a, содержит аппаратную схему 176 сбора импульсов (например, устройство предварительного формирования импульсов со схемой выборки и хранения), используемую для сбора и хранения информации об амплитуде импульса достаточное время, необходимое для выборки и хранения этой информации низкоскоростным АЦ преобразователем. Пониженная частота дискретизации может быть порядка 2 МГц (значительно меньше, и, следовательно, дешевле, чем при высокой частоте дискретизации 20-200 МГц, необходимой для оцифровки всего импульса) и может представлять собой асинхронные импульсы, так как проявление фотонов носит случайный характер. Однако, изменение функций восстановления нулевого уровня и сбора амплитуд импульсов удобнее проводить при их реализации в виде функций программного обеспечения в микропроцессоре/ЦОС 380, как показано в варианте на фиг. 4c, чем при реализации их в виде аппаратных узлов, как на фиг. 4a. Кроме того, программная реализация функций может уменьшить величину площади, занимаемой платой, и капитальных затрат на компоненты, требуемых для закупки дополнительных узлов аппаратуры в варианте осуществления, показанном на фиг. 4a.

Вариант, представленный в микропроцессоре/ЦОС 380, на фиг. 4c, аналогичен варианту, показанному на фиг. 4a, за исключением того, что функции восстановления нулевого уровня и сбора амплитуд импульсов, которые реализованы аппаратно в варианте на фиг. 4a, в варианте на фиг. 4c реализованы в виде программных модулей. В остальном, микропроцессор/ЦОС 380 аналогичен микропроцессору/ЦОС на фиг. 4a и более подробно рассмотрен на фиг. 5a и 5b.

На фиг. 5a и 5b представлена блок-схема, отображающая модули 520, 530 платы микропроцессора/ЦОС. Эти модули представляют собой процессы, которые содержатся в микропроцессоре/ЦОС 180 на фиг. 4a, а также в микропроцессоре/ЦОС 380 на фиг. 4c после программных процессов восстановления нулевого уровня и сбора амплитуд импульсов. Микропроцессор содержит, без ограничений, процесс 482, 482a автоматической идентификации изотопа, процесс 484, 484a выделения окон энергетических уровней, процесс регулировки потока радиации, падающего на детектор, процесс нелинейной коррекции/калибровки и процесс преобразования суммарных данных в величину измерения концентрации. Таким образом, процессы преобразования и считывания концентрации, реализованы в варианте осуществления, представленном на фиг. 4b. На фиг. 5b дополнительно содержится вспомогательный модуль измерения периода полураспада для процессов, содержащих сбор данных для измерения активности и автоматическое вычисление периода полураспада.

Выход датчика важен для эффективного считывания величины концентрации. Так как для алгоритмических процессов важна точность выходных данных датчика, он должен работать в линейном диапазоне своей характеристики. Если датчик работает в насыщенном режиме, то наложение импульсов может привести к неточной статистике вычислений, а также возможно искажение амплитуды импульсов. Кроме того, если датчик принимает слишком мало фотонов, то на выходе датчика может отображаться большинство фоновых процессов датчика, а не события поглощения фотонов. Работа датчика в линейном диапазоне характеристики может быть достигнута путем использования оптического элемента, например, микроотверстия или аттенюатора, или путем изменения расстояния между детектором и образцом, излучающим радиацию.

В одном из вариантов пользователь системы измерения концентрации вводит информацию о радиофармацевтическом препарате во встроенный компьютер с помощью клавиатуры, сенсорного экрана или другого устройства ввода, известного специалистам. В альтернативном варианте осуществления пользователь выбирает одно из нескольких названий препаратов или радиоизотопов из списка, предлагаемого компьютером в меню выбора. Кроме того, для описания радионуклида в образце можно использовать процесс автоматической идентификации изотопа. Компьютер может быть заранее запрограммирован на выбор оптического элемента или расстояния образец/детектор исходя из типа радиофармацевтического препарата, определенного таким образом. В альтернативном варианте осуществления, попадающий на детектор поток регулируется с помощью модуля “предварительного просмотра”. Этот модуль выполняет процесс, в котором используется небольшая выборка выходных данных датчика для автоматического выбора оптического элемента из матрицы оптических элементов или регулировки расстояния между образцом и детектором, путем активации двигателя, перемещающего детектор и другие оптические элементы (например, телескопический коллиматор) либо к образцу, либо от него.

Автоматическая идентификация изотопа основана на том, что каждый радиоизотоп имеет свою собственную сигнатуру спектра. Часто она представляет собой преобладающую энергию, которая характеризуется тем, что в одной области спектра проявляется большее число событий, чем в других областях. Измерение сигнатуры спектра радионуклида выполняется путем сбора большого количества импульсов на выходе датчика и построения гистограммы посредством подсчета количества импульсов, имеющих максимальное значение напряжения, которое лежит внутри одного из нескольких узких окон значений. В качестве одного из неограничивающих примеров, на фиг. 6 приведен спектр контрольных источников двух радиоизотопов ²⁴¹Am и ⁵⁷Co.

Идентификация радиоизотопов на основе спектральной информации может быть выполнена несколькими способами. Для определения ниспадающей тенденции данных спектрального анализа в узком диапазоне амплитуд импульсов, который может составлять, например, без ограничений, 25 мВ, можно использовать обнаружение границ. При этом данное обнаружение границ определяет границу высокоэнергетического пика в спектре излучения, которая может быть характерна для конкретного радионуклида. Например, на фиг. 6, в спектре ²⁴¹Am виден резкий спад спектральной скорости счета между 125 и 150 мВ, в то время как спектр ⁵⁷Co имеет более плавный спад между 250 и 300 мВ. В других методах идентификации радиоизотопов используется подход линейного взвешивания. При таком подходе используется ряд коэффициентов, которые умножаются на вес величин в спектральной гистограмме, а затем суммируются для получения единственного значения для каждого интересующего изотопа. Идентификация радиоизотопа проводится предпочтительно с использованием отношения значений одной или нескольких точек скорости счета (имп/с), находящихся около оценочных значений амплитуд импульсов для каждого из нескольких радионуклидов, причем эти отношения, являются оценкой радионуклидов, которые обычно используются в инъекционной системе. В качестве примера использования отношений, на фиг. 6 показано, что если ⁵⁷Co и ²⁴¹Am являются единственными используемыми радионуклидами в инъекционном устройстве, то отношение скорости счета при 120 мВ к скорости счета около 200 мВ, может различаться между ²⁴¹Am (при отношении >>1) и изотоп ⁵⁷Co (при отношении <1). После идентификации типа радионуклида, эту информацию можно использовать на этапах автоматического определения периода полураспада, выделения окон энергетических уровней, выбора калибровочного коэффициента и нелинейной коррекции/калибровки.

Выделение окон энергетических уровней заключается в определении диапазона интересующих энергетических уровней, например уровней, которые наиболее соответствуют пиковой энергии данных, полученных датчиком. Например, из описания к фиг. 6, данные датчика для ²⁴¹Am можно ограничить диапазоном энергетических уровней между 75 мВ и 150 мВ. Затем, после функции выделения окон, данные интересующего энергетического диапазона передаются на функцию взвешенного интегрирования.

Функция взвешенного интегрирования выполняет интегрирование данных в заданном окне энергетических уровней и вычисляет общую энергию, связанную с радионуклидом. Одной из функций взвешенного интегрирования является модель прямоугольного взвешивания (в которой все данные в окне взвешиваются одинаково). Другие функции взвешенного интегрирования могут содержать, кроме всего прочего, функции, снижающие вклад значений низких энергетических уровней по отношению к значениям высоких энергетических уровней. Примером радионуклида, для которого может подойти такая функция неравномерного взвешивания, является спектр ⁵⁷Co, представленный на фиг. 6. На спектре ⁵⁷Co виден длинный спад энергетических уровней ниже 250 мВ, что может включать континуум комптоновского рассеяния. Функция комплексного взвешивания может быть использована для формирования данных низких энергетических уровней для обеспечения лучшего разрешения пиков в 250 мВ.

После завершения выделения энергетических окон и интегрирования данных пиковых энергетических уровней радионуклида, данные счета преобразуют в концентрацию. Функция преобразования энергии связывает концентрацию образца со скоростью счета фотонов (измеряемую детектором, электрическими схемами и микропроцессором, как описано выше). Из-за пропуска импульсов вследствие их тесной близости с другими импульсами, в ограниченных окнами и проинтегрированных данных датчика может присутствовать некоторый уровень нелинейности. Все системы подсчета имеют время запаздывания или время восстановления, в промежутке которого они не могут регистрировать новый импульс. Это время запаздывания проявляется на этапе обработки аналогового сигнала датчика из-за наличия у элементов аналоговой цепи постоянных времени. Аналогичным образом, импульсы могут быть пропущены, если они появляются быстрее этапа преобразования ЦАП. Оба эти обстоятельства приводят к нелинейности в ошибке скорости счета при увеличении скорости счета.

Одним из решений для частичного устранения проблемы выпадения единиц счета, является уменьшение количества радиации, попадающей на детектор, чтобы детектор и электроаппаратура сбора данных работали в линейных диапазонах своих характеристик. Уменьшение падающей радиации может быть реализовано путем выбора соответствующего ослабляющего или другого оптического элемента между анализируемым объемом и детектором для уменьшения падающего потока.

Альтернативно другой способ коррекции выпадения единиц счета заключается в использовании программного алгоритма на основе использования таблицы преобразования с интерполяцией после этапа интегрирования энергетических уровней. Этот способ предполагает составление таблицы преобразования, содержащей ряд парных чисел, где каждая пара представляет фактическое значение концентрации источника и соответствующую скорость счета. Эта информация может быть получена эмпирическим путем при калибровке с использованием стандартного источника с известной радиацией. В процессе калибровки концентрация каждого образца радионуклида определяется путем измерения активности образца радионуклида в дозкалибраторе, измерения объема образца и деления этих двух величин. Таблица преобразований составляется с использованием ряда образцов измеренных стандартов при разных известных концентрациях в интересующем диапазоне концентраций. Значения таблицы преобразований могут использоваться путем сравнения скорости счета радиофармацевтического образца с табличным значением и использования метода стандартной интерполяции (линейной, полиномиальной, с помощью сплайн-функций и т. д.) для выборочных значений, попадающих между двумя точками из таблицы. Этот метод таблицы преобразования также можно использовать и в случае, если не требуется коррекция нелинейности.

В альтернативном варианте осуществления, для минимизации ошибок выпадения единиц счета и предоставления окончательного измерения концентрации с проведением коррекции присущей нелинейности, используется модель Ламберта W-типа, изначально подогнанная под данные калибровки конкретного радионуклида. Например, функция Ламберта W может быть построена следующим образом:

где C - концентрация фармацевтического препарата, S - скорость счета датчика, а коэффициенты A₀ и Z₀ зависят от радиофармацевтического препарата. Например, для радиофармацевтического препарата, содержащего ²⁰¹Tl, коэффициенты равны:

A₀=1,19*10⁷ единиц счета в секунду,

Z₀=1,55*10⁴ мКи/мл,

а для фармацевтического препарата, содержащего ⁹⁹Tc, коэффициенты равны:

A₀=5,37*10⁵ единиц счета в секунду,

Z₀=1,40*10⁴ мКи/мл.

Результаты процесса коррекции нелинейности и калибровки в сочетании с известной геометрией и объемом анализируемой области контейнера для жидкости обеспечивают измерение концентрации или активности радиофармацевтического раствора основного объема на момент проведения измерения.

После того, как в процессе преобразования было получено измерение концентрации активности, функция считывания концентрации активности передает эту информацию в инъекционную систему (не показана) или любую другую часть системы, для которой необходимы данные измерения концентрации. Измерение концентрации может быть записано в составе карты больного или может быть использовано инъекционным устройством для вычисления доз, подаваемых пациенту после проведения измерения концентрации. Эти расчеты, как известно специалистам, могут быть основаны на измерении концентрации, времени, когда проводилось измерение концентрации, времени, когда будет подаваться следующая доза, и периоде полураспада радионуклида, присутствующего в радиофармацевтическом препарате (либо из информации, хранящейся в базе данных, либо измеренной датчиком).

Обычно измерение концентрации основного объема не проводится для каждой инъекции пациенту радиофармацевтического препарата. Вместо этого такие измерения могут проводиться периодически в течение дня, когда инъекции могут проводиться нескольким пациентам. Доза пациента не всегда может определяться на основе современных измерений концентрации основного объема радиофармацевтического препарата. В таких случаях доза пациента экстраполируется из последних известных данных измерений концентрации, на основе периода полураспада радионуклида, последних данных измерения концентрации и времени, прошедшего между измерением и инъекцией.

В некоторых радиофармацевтических препаратах, например, содержащих ²⁰¹Tl, присутствует только один изотоп гамма-излучающего радионуклида. В таких случаях в базе данных компьютера инъекционного устройства может быть сохранено известное из литературы значение периода полураспада, которое непосредственно можно использовать для расчета дозы пациента. Хотя ^99mTc вырабатывается генератором, который допускает введение примесей ⁹⁹Mo в радиофармацевтический препарат. Так как период полураспада ^99mTc короткий по сравнению с ⁹⁹Mo (6 часов по сравнению с 66 часами), номинальное значение периода полураспада ^99mTc не может быть использовано для вычисления дозы пациента, так как оно будет занижать количество ^99mTc, который распадается в промежутке времени между расчетом концентрации и инфузией препарата пациенту. Поэтому необходимо проводить измерение эффективного периода полураспада основной емкости радиофармацевтического препарата, содержащего ^99mTc или других радиофармацевтических препаратов, восприимчивых к таким примесям. Эти этапы показаны на блок-схеме, представленной на фиг. 5b, содержащей этапы, которые дополняют блок-схему, показанную на фиг. 5a.

На фиг. 5b показаны дополнительные модули или процессы, требуемые для вычисления эффективного периода полураспада радиофармацевтического препарата после того, как прошло достаточно времени по сравнению с периодом полураспада измеряемого изотопа. Эффективный период полураспада может быть вычислен путем измерения активности (C₀) известного объема радионуклида в начальный момент времени (t₀) и еще, по меньшей мере, одного такого измерения (C(t)) в дополнительный момент времени в будущем (t). Затем период полураспада вычисляется из уравнения

в котором T_h - эффективный период полураспада. Последовательные измерения активности радиофармацевтического препарата в анализируемой области со своими временными метками могут быть получены с помощью модуля сбора измерений активности или процесса 532. Ряд полученных таким образом измерений и соответствующие данные времени можно будет использовать в модуле или процессе автоматического определения периода полураспада 534 для вычисления эффективного периода полураспада, в соответствии с уравнением выше. Эффективный период полураспада можно будет использовать вместо сохраненных значений из литературы при вычислении доз для пациентов. Результат определения радионуклида, полученный с помощью модуля или процесса автоматической идентификации изотопа 234, определяет значение, которое будет использоваться в процессе вычисления дозы: значение периода полураспада, взятое из литературы, или значение автоматического определения периода полураспада.

Если период полураспада примеси довольно продолжительный, по сравнению с периодом предполагаемого радионуклида, то количество времени, требуемого для отбора проб активности для точного вычисления эффективного периода полураспада, может быть значительно большим, по сравнению с временем, необходимым для доставки дозы пациентам. Следовательно, если требуется много времени для определения эффективного периода полураспада перед началом подачи дозы пациенту, то это скажется на способности обследования нескольких пациентов за день. Следовательно, измерение эффективного периода полураспада должно проводиться параллельно с использованием инъекционного устройства для диагностических процедур. Соответственно объем анализируемой области должен быть предпочтительно малым по отношению к общему объему камеры для жидкости, который может составлять от 0,25 до 1,0 мл. В таком случае камера для жидкости будет предоставлять малые объемы радиофармацевтического препарата для диагностики пациента, удерживая достаточно жидкости в анализируемой области для постоянного проведения измерений активности.

На фиг. 6 показано сравнение двух спектров гамма-излучений, один для изотопа ²⁴¹Am, а другой для изотопа ⁵⁷Co. Такой график может быть получен из гистограммы значений амплитуд импульсов напряжений, накопленных со временем, при исследовании детектором радиоактивного образца. По ординате графика откладывается количество счета фотонов в секунду при конкретных значениях амплитуды импульса, а по абсциссе откладывается значение амплитуды импульсов (в мВ). Амплитуды импульсов представляют собой значения на выходе электронной аппаратуры формирования и сбора импульсов и не являются эквивалентом энергии гамма-фотона. Если детектор и его электронные устройства откалиброваны по известному источнику радиации (например, ²⁴¹Am), то передаваемые амплитуды импульсов могут быть преобразованы в энергию гамма-фотонов.

На фиг. 7 показан альтернативный вариант осуществления детектора 730 системы. Детектор системы представляет собой вариант датчика с двумя кристаллами, в котором пара датчиков излучения (например, детекторы на КЦТ-кристаллах 740a, 740b и соответствующие усилители 750a, 750b) регистрирует радиацию, излучаемую радиофармацевтическим препаратом, находящимся в двух отдельных анализируемых областях 722a, 722b. Следует отметить, что могут быть использованы два или несколько датчиков радиации. Сигналы с выходов каждого детектора могут, например, пропускаться через отдельные аппаратные узлы электроники формирования и сбора импульсов, как показано на фиг. 4a-c, в которой осуществляется мультиплексирование цифровых выходов ЦАП для ввода в микропроцессорную/ЦОС систему. Альтернативно, можно использовать микропроцессорную/ЦОС систему с несколькими цифровыми входными каналами, причем система программируется в этом варианте осуществления на прием цифровых входов от каждого из отдельных детекторов. В другом варианте осуществления, сигналы с выходов каждого детектора могут подаваться через отдельные электронные устройства формирования импульса, причем конечные сигналы используются в качестве входных сигналов в многоканальном АЦ преобразователе, который чередует подачу преобразований от каждого из двух детекторов в микропроцессор через один цифровой выход.

Как показано на фиг. 1, коллиматор устанавливается рядом с контейнером для жидкости для определения оптической области регистрации радиации. На фиг. 7 используется пара коллиматоров 760a, 76b, каждый из которых направлен на отдельную анализируемую область. Эти коллиматоры могут иметь одинаковые размеры микроотверстий. В другом случае, один из коллиматоров может иметь больший диаметр микроотверстия, чем у другого. Если расположенные далее датчики имеют одинаковую чувствительность к падающей радиации, то такая конструкция обеспечивает условия, при которых, по меньшей мере, один из датчиков будет работать в линейном диапазоне своей характеристики при широком диапазоне концентраций активности жидкости, если другой датчик будет работать либо в насыщенном режиме, либо при минимальном потоке фотонов. Фиксированные апертуры устанавливаются рядом с коллиматорами, перед кристаллическими датчиками детекторов. Эти апертурные системы могут содержать, кроме всего прочего, микроотверстия, прорези или ослабляющую фольгу разной толщины, как описано выше. Как и для коллиматоров, ширина, размеры или толщина двух апертурных отверстий не обязательно должна быть одинаковой. Так, если два коллиматора имеют одинаковые размеры, и, следовательно, пропускают одинаковый поток фотонов от радиофармацевтического препарата, то датчики с двумя кристаллами могут принимать разные потоки фотонов, если их соответствующие апертурные отверстия отличаются по своим характеристикам.

Хотя варианты осуществления системы измерения радиоактивной концентрации, преимущественно предназначены для использования со шприцем, элементом перекачки жидкости в системе подачи, и связаны с различными устройствами передачи жидкости или вариантами системы передачи жидкости и способами их использования и работы, которые представлены в описании выше, специалисты могут вносить изменения в эти варианты осуществления в рамках объема и сущности изобретения. Таким образом, предшествующее описание является скорее наглядным, чем ограничительным. Изобретение, описанное выше, определяется формулой изобретения, а все варианты изобретения в пределах объема и сущности формулы изобретения рассматриваются в рамках своего объема.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам подачи радиофармацевтических материалов. Система измерения радиоактивной концентрации радиофармацевтического препарата содержит контейнер, связанную с ним анализируемую область, сформированную из части контейнера, детектор радиации, апертурную систему, имеющую по меньшей мере один оптический элемент, расположенный между анализируемой областью и детектором радиации, и выполненную с возможностью передачи в нее радиоактивной концентрации радионуклида в анализируемой области, устройство сбора данных, обеспечивающее измерение радиации анализируемой области, и микропроцессорную систему. Микропроцессорная система выполнена с возможностью вычисления радиоактивной концентрации, излучаемой радиофармацевтическим препаратом, находящимся в анализируемой области. Способ измерения радиоактивной концентрации радиофармацевтического препарата в системе измерения концентрации включает облучение детектора радиации радиацией, излучаемой радиофармацевтическим препаратом, сбор данных с выхода детектора радиации через электронный вход устройства сбора данных, преобразование данных в цифровое представление и передачу его в микропроцессорную систему, анализ цифрового представления и вычисление радиоактивной концентрации на основе общей величины радиации, рассчитанной по меньшей мере по одному алгоритму анализа. Использование изобретений позволяет повысить точность измерения удельной активности или радиоактивной концентрации фармацевтического препарата. 2 н. и 14 з.п. ф-лы, 7 ил.

1. Система измерения радиоактивной концентрации радиофармацевтического препарата, содержащая:
контейнер;
анализируемую область, связанную с контейнером, причем анализируемая область сформирована из части контейнера;
детектор радиации для фокусировки радиации, излучаемой из анализируемой области;
апертурную систему, имеющую по меньшей мере один оптический элемент, расположенный между анализируемой областью и детектором радиации, причем для обеспечения возможности апертурной системе управлять выбором по меньшей мере одного оптического элемента, апертурная система выполнена с возможностью передачи в нее радиоактивной концентрации радионуклида в анализируемой области;
устройство сбора данных, обеспечивающее измерение радиации анализируемой области; и
микропроцессорную систему, которая обменивается данными с устройством сбора данных,
причем микропроцессорная система выполнена с возможностью вычисления радиоактивной концентрации радиации, излучаемой радиофармацевтическим препаратом, находящимся в анализируемой области, при обработке данных измерения радиации от устройства сбора данных.

2. Система по п. 1, отличающаяся тем, что микропроцессорная система выполнена с возможностью определять идентичность радионуклида, связанного с радиофармацевтическим препаратом, излучающим радиацию в анализируемой области, по данным на выходе устройства сбора данных.

3. Система по п. 1, отличающаяся тем, что дополнительно содержит коллиматор, расположенный рядом с апертурной системой.

4. Система по п. 1, отличающаяся тем, что по меньшей мере один оптический элемент выбран из апертурных отверстий или ослабляющих материалов.

5. Система по п. 1, отличающаяся тем, что детектор радиации содержит датчик, содержащий кристалл, соответствующий по размеру открытому участку анализируемой области для фокусировки при детектировании радиации, излучаемой из анализируемой области

6. Система по п. 1, отличающаяся тем, что дополнительно содержит коллиматор, расположенный между контейнером и детектором радиации, причем коллиматор фокусирует детектор на анализируемой области.

7. Система по п. 1, отличающаяся тем, что устройство сбора данных содержит, по меньшей мере, средство преобразования аналогового электрического сигнала в его цифровое представление, причем цифровое представление подается на цифровой выход устройства сбора данных.

8. Система по п. 1, отличающаяся тем, что детектор радиации дополнительно содержит кристаллический датчик радиации и усилитель,
причем усилитель принимает данные от кристаллического датчика радиации.

9. Система по п. 1, отличающаяся тем, что дополнительно содержит приводную систему, механически связанную с апертурной системой, причем приводная система выполнена с возможностью перемещать апертурную систему, чтобы по меньшей мере один оптический элемент располагался между коллиматором и детектором радиации.

10. Система по п. 1, отличающаяся тем, что дополнительно содержит:
по меньшей мере второй детектор радиации, содержащий по меньшей мере один выход,
причем контейнер дополнительно содержит, по меньшей мере, вторую анализируемую область, излучаемая радиация которой регистрируется, по меньшей мере, вторым детектором радиации.

11. Система по п. 1, отличающаяся тем, что микропроцессорная система дополнительно выполнена с возможностью вычислять период полураспада радиофармацевтического препарата, излучающего радиацию, которая содержится, по меньшей мере, в анализируемой области, по данным на цифровом выходе устройства сбора данных.

12. Система по п. 1, отличающаяся тем, что контейнер представляет собой шприц или насос.

13. Способ измерения радиоактивной концентрации радиофармацевтического препарата в системе измерения концентрации, содержащей контейнер, включающий по меньшей мере одну анализируемую область, причем анализируемая область сформирована из части контейнера, детектор радиации, имеющий, по меньшей мере, выход, для регистрации радиации, излучаемой, по меньшей мере, из одной анализируемой области, апертурную систему, имеющую по меньшей мере один оптический элемент, расположенный между анализируемой областью и детектором радиации, причем для обеспечения возможности апертурной системе управлять выбором по меньшей мере одного оптического элемента, передают в нее радиоактивную концентрацию радионуклида в анализируемой области, устройство сбора данных, содержащее электронный вход и цифровой выход, причем электронный вход электрически связан с выходом детектора радиации, и микропроцессорную систему, обменивающуюся данными с цифровым выходом устройства сбора данных, причем способ включает:
облучение детектора радиации радиацией, излучаемой радиофармацевтическим препаратом, находящимся, по меньшей мере, в одной анализируемой области;
по меньшей мере, сбор данных с выхода детектора радиации через электронный вход устройства сбора данных;
преобразование данных, принятых с выхода детектора радиации, в цифровое представление;
передачу цифрового представления с цифрового выхода (устройства) сбора данных в микропроцессорную систему;
анализ цифрового представления с использованием по меньшей мере одного программного модуля, находящегося в микропроцессорной системе для обеспечения по меньшей мере одного алгоритма анализа; и
вычисление радиоактивной концентрации на основе общей величины радиации, рассчитанной по меньшей мере по одному алгоритму анализа.

14. Способ по п. 13, отличающийся тем, что по меньшей мере один программный модуль содержит несколько программных модулей.

15. Способ по п. 13, отличающийся тем, что этап анализа цифрового представления дополнительно содержит этапы:
вычисления гистограммы, содержащей несколько энергетических уровней и несколько проявлений каждой из нескольких энергетических величин, из нескольких цифровых представлений;
выделения окон гистограммы по меньшей мере по одной энергетической величине и по меньшей мере по одному из нескольких проявлений по меньшей мере одной энергетической величины, образуя при этом гистограмму с выделенными окнами;
интегрирования нескольких проявлений по меньшей мере одной энергетической величины в гистограмме с выделенными окнами, образуя при этом интегральную величину; и
преобразования интегральной величины в общую величину радиации.

16. Способ по п. 15, отличающийся тем, что дополнительно проводят корректировку нелинейности в цифровом представлении.