Позитронно-эмиссионная томография (компьютерная томография) и ее применение в области радиационной онкологии
Свойства основных детекторов позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ). Приобретение данных ПЭТ в двухмерном (2D) или трехмерном режиме (3D). Потенциальное рассогласование между компьютерной томографией и данными ПЭТ. Определение опухоли с помощью ПЭТ.
| Рубрика | Медицина |
| Вид | доклад |
| Язык | русский |
| Дата добавления | 04.12.2016 |
| Размер файла | 1,9 M |
Отправить свою хорошую работу в базу знаний просто. Используйте форму, расположенную ниже
Студенты, аспиранты, молодые ученые, использующие базу знаний в своей учебе и работе, будут вам очень благодарны.
Размещено на http://www.allbest.ru/
Позитронно-эмиссионная томография (компьютерная томография) и ее применение в области радиационной онкологии
Авторы: Тинсу Пан, Осама Мавлави
2008 год
План
Введение
1. ПЭТ-детектор
2. Пространственное разрешение ПЭТ
3. Время пролета ПЭТ
4. Двух-трехмерная ПЭТ
5. Четырехмерная ПЭТ
6. ПЭТ / КТ большого диаметра
7. Многослойная КТ
8. Средние показатели КТ
9. Максимальная проекция интенсивности КТ
10. 4D-КТ
11. Определение опухоли с помощью ПЭТ
12. Рабочий процесс
Выводы
Введение
ПЭТ / КТ была разработана в 1998 году .Это было не 2001 году, когда стал доступным первый коммерческий сканер ПЭТ / КТ. Сначала данные для метода ПЭТ/КТ получали от разных сканеров, т. е данные от ПЭТ-сканера и КТ-сканера. Слияние данных ПЭТ и КТ была выполнена с помощью программного обеспечения. Регистрации данных ПЭТ и КТ была более успешной для исследования мозга, но менее точным для других областей тела, в частности, в области грудной клетки и брюшной полости. Средняя ошибка при слиянии отдельных изображений мозга ПЭТ и КТ порядка 2-3 мм. Эта ошибка увеличилась до 5-11 мм при слиянии отдельных данных грудной клетки ПЭТ и КТ. Появление сканеров ПЭТ / КТ - облегчил аппаратное слияние наборов данных ПЭТ и КТ, пациенту не надо перемещаться от одного сканера к другому и врачу не надо дважды вводить настройки сканера для каждого пациента. Было показано, что аппаратное слияние является более точным, чем слияния программного обеспечения в диагностике, определении стадии многих видов рака, в частности, опухоли находящиеся в одной области, которые не могли быть окончательно оценены с использованием отдельного КТ и ПЭТ.
С помощью ПЭТ / КТ сканирования время сканирования сократилось до 30 минут, что на 30 минут быстрее. Это экономия времени оказывает значительное влияние на комфорт пациента. Изображения КТ приспособлены для коррекции ослабления и локализации опухоли ПЭТ данными.1 Сейчас по всему миру установлены более 2000 ПЭТ / КТ-сканеров. Фтор-18 дезоксиглюкоза (ФДГ-18) является основным радиофармпрепаратом в ПЭТ/КТ и был одобрен для постановки диагноза и определения стадии рака легкого, рак пищевода, рак головы и шеи, лимфомы и меланомы, с 1998 года. Кроме того, ПЭТ / КТ был одобрен для диагностики и терапевтического мониторинга рака молочной железы.
ЭТ / КТ была разработана в 1998 году.Это было не 2001 году, когда стал доступным первый коммерческий сканер ПЭТ / КТ. Сначала данные для метода ПЭТ/КТ получали от разных сканеров, т. е данные от ПЭТ-сканера и КТ-сканера. Слияние данных ПЭТ и КТ была выполнена с помощью программного обеспечения. Регистрации данных ПЭТ и КТ была более успешной для исследования мозга, но менее точным для других областей тела, в частности, в области грудной клетки и брюшной полости. Средняя ошибка при слиянии отдельных изображений мозга ПЭТ и КТ порядка 2-3 мм. Эта ошибка увеличилась до 5-11 мм при слиянии отдельных данных грудной клетки ПЭТ и КТ. Появление сканеров ПЭТ / КТ - облегчил аппаратное слияние наборов данных ПЭТ и КТ, пациенту не надо перемещаться от одного сканера к другому и врачу не надо дважды вводить настройки сканера для каждого пациента. Было показано, что аппаратное слияние является более точным, чем слияния программного обеспечения в диагностике, определении стадии многих видов рака, в частности, опухоли находящиеся в одной области, которые не могли быть окончательно оценены с использованием отдельного КТ и ПЭТ.
С помощью ПЭТ / КТ сканирования время сканирования сократилось до 30 минут, что на 30 минут быстрее. Это экономия времени оказывает значительное влияние на комфорт пациента. Изображения КТ приспособлены для коррекции ослабления и локализации опухоли ПЭТ данными.1 Сейчас по всему миру установлены более 2000 ПЭТ / КТ-сканеров. Фтор-18 дезоксиглюкоза (ФДГ-18) является основным радиофармпрепаратом в ПЭТ/КТ и был одобрен для постановки диагноза и определения стадии рака легкого, рак пищевода, рак головы и шеи, лимфомы и меланомы, с 1998 года. Кроме того, ПЭТ / КТ был одобрен для диагностики и терапевтического мониторинга рака молочной железы.
Средняя Чувствительность ФДГ-18 ПЭТ и точность в применении онкологии оцениваются в 84% ( в расчете на 18 402 исследований пациентов) и 88% ( в расчете на 14264 исследований пациентов).
Дополнительные клинические значения для ПЭТ / КТ были зарегистрированы как в одиночку или отдельно ПЭТ и КТ. Было установлено, что регистрация оборудования позволяет врачам более точно различать между физиологическими и злокачественными поглощениями 18F-ФДГ и более точно локализовать повреждения. Хану и др. сравнили данные ПЭТ / КТ и ПЭТ только у 53 пациентов для диагностики или подозрение на злокачественность из 287 поражений, чувствительность, специфичность и точность увеличилась с 90%, 93% и 91% для только ПЭТ, до 98%, 99% и 98% для ПЭТ / КТ. Баршалом и др. оценивали 204 пациентов с 586 подозрительных поражений путем ПЭТ/КТ - данные вместе или данные ПЭТ и КТ отдельно. Они обнаружили, что ПЭТ/КТ вместе предоставили дополнительную информацию по отдельной интерпретации ПЭТ и КТ у 99 пациентов (49%) с 178 поражений (30%). ПЭТ / КТ улучшена характеристика неоднозначных поражений, так определенно доброкачественных в 10% участках, а также определенно злокачественными в 5% участках. Лардиноис и др. сравнили точности ПЭТ / КТ с КТ и ПЭТ в определении стадии заболевания у 50 пациентов с подтвержденным или подозреваемым на рак легких.ПЭТ / КТ представила дополнительную информацию у 20 из 49 пациентов. ПЭТ / КТ оказалось точнее, чем КТ или ПЭТ по отдельности.
Более 50% всех пациентов с раком получают лучевую терапию во время их лечения болезни. Применения ПЭТ при лучевой терапии были применены в голове, шее, легких, груди, пищевода, исследований также показали,что ПЭТ имеет преимущества по сравнению с КТ в стандартизации объема разграничении, в снижении риска для геометрических промахов, в уменьшении медиастинальной узловой интенсивность отказов, в минимизации дозы облучения к нецелевых органов, и в оценке кровотока, воспалением тканей и гипоксии. Интеграция функциональных данных ПЭТ с анатомическими данными КТ должна быть стандартной в лучевой терапии.
Есть некоторые проблемы в ПЭТ / КТ для КТ. Самым сложным является с возмещением. Многие пациенты называют ПЭТ-сканирование для диагностики до получения RT. Время между диагнозом и РТ является слишком коротким для второй ПЭТ, чтобы быть возмещены. В этой ситуации, диагностические изображения ПЭТ или ПЭТ / КТ сплавляются с использованием программного обеспечения с моделированием КТ-изображений для RT. На сегодняшний день, нет компенсации для моделирования ПЭТ / КТ. В отличие от всего тела ПЭТ / КТ для диагностики, моделирование ПЭТ / КТ должна быть выполнена с ограниченным охватом так же, как при моделировании КТ только. Моделирование ПЭТ / КТ может быть выполнена или встроена в весь организм ПЭТ / КТ сканер для постановки, рестадировании или оценки ответа на лечение в процессе лечения. Интеграция ПЭТ / КТ в РТ также включает в себя, по меньшей мере следующие две дисциплины людей, работающих вместе: ядерной медицины и радиационной онкологии. Пропускная способность пациента является важной проблемой в практике ядерной медицины, в отличие от точной установки пациентов в положении лечения с внешним лазерным светом и плоской опоре стола, необходимой для радиационной онкологии. Сотрудничество между этими двумя дисциплинами имеет решающее значение для успеха ПЭТ / КТ для КТ.
Применение ПЭТ / КТ в области ядерной медицины является задача обнаружения на основе стандартизированного значения поглощения (SUV). Врачи иногда могут прочитать артефакты, такие как те, вызванные респираторной движением, имплантировали металл, такой как стоматологический пломбировочный, темп органов, протезирование, и хирургические зажимы, и внутривенные или пероральные контрастные средства массовой информации.Радиационные онкологи не могут быть знакомы с изображениями в ПЭТ / КТ и связанных с ними артефактов. Как правило, они зависят от диагноза и постановки врачей ядерной медицины для планирования РТ. И расположение и степень опухоли имеют решающее значение в РТ и не могут быть вполной мере отражены в докладе о ядерной медицины. Кроме того, до сих пор нет стандарта для очерчивания валового объема опухоли (GTV) в ПЭТ - изображениях. Рабочие станции, используемые для оценки ПЭТ / КТ изображений в ядерной медицине, как правило, не оснащены планирования программных утилит, необходимых для РТ. Воспроизведение SUV может быть трудным, как только изображения ПЭТ / КТ передаются на рабочие станции планирования в РТ. 77,78 Это имеет решающее значение для обеспечения данных сканирования ПЭТ / КТ приобретаются, обработаны и переданы правильно для RT.
Миграция из автономного ПЭТ в ПЭТ / КТ улучшила регистрацию между данными КТ и ПЭТ от аппаратного синтеза, в частности, в области за пределами грудной клетки и брюшной полости такой нам области головы и шеи. Тем не менее, ПЭТ / КТ также представила новую проблему, а именно несовпадения между данными ПЭТ и КТ в грудной клетке и брюшной полости из-за дыхания пациента и сразной скоростью сканирования КТ и ПЭТ. Первый клиническое исследование рассматривалось влияние рассогласования было проведено Османа и др. Они отметили, что curvelinear холодные артефакты распараллеливания купола диафрагмы на базах легких часто отмечается в изображениях ПЭТ / КТ. Тем не менее, клинически они сообщили, что этот артефакт приводит к значительному неточной локализации поражений лишь 2% при исследовании 300 пациентов. Гулд и др. сообщили в когорте 259 больных для сердечной ПЭТ / КТ, 40% данных пациентов имели ложноположительные дефекты, возникшие вследствие перекоса. Как видно из этих двух исследований, что тяжесть рассогласования зависит от области, представляющей интерес. Перекос между ПЭТ и КТ не может быть серьезной проблемой в целом тела ПЭТ / КТ при поражениях не могут находиться в легких, печени и пищевода, а не рядом с диафрагмой. Тем не менее, это становится серьезной проблемой в сердечной ПЭТ / КТ, когда сердце находится прямо над диафрагмой. Тренировка пациентов к задержке дыхания в попытке смягчить артефакт не был очень успешным. В исследовании 100 пациентов ПЭТ / КТ с задержке дыхания на midexpiration КТ по Pan и др., 50% пациентов выставлены curvelinear холодные артефакты в ПЭТ - изображениях, вызванных респираторным движения. В недавнем исследовании 216 последовательных пациентов, перенесших свободное дыхание КТ в ПЭТ / КТ Чи и др., 68% данных пациентов экспонируемых либо curvelinear холодные артефакты или опухоли перекос. Перекос в связи с дыханием, как было показано, чтобы вызвать изменение в SUV, решающее значение для разграничения валового объема опухоли в данных ПЭТ. Мы будем выделять и спроектировать технологию продвижение ПЭТ / КТ, предложить методы визуализации, которые помогут улучшить регистрацию данных ПЭТ и КТ в грудной клетке, и подчеркнуть особые требования ПЭТ / КТ и радиационной онкологии.
1. ПЭТ-детектор
ПЭТ - сканера ПЭТ / КТ сегодня отличает сцинтилляционных материалов, используемых для обнаружения 511кэВ511кэВ уничтожения фотонов. Основные материалы из окиси висмута, прорастают (BGO), гадолиний оксиортосиликата (ГСО), лютеция оксиортосиликата (РБП), и LYSO (РБП, легированного небольшим количеством иттрия). BGO имеет медленное время затухания и низкий световой поток приводит к относительно низким времени и энергетическим разрешением. Он имеет высокую мощность тормозного пути, чтобы захватить большую часть фотонов, достигающих детектора. Новые материалы LSO и LYSO имеют быстрое время затухания и высокий световой выход, ведущий к улучшению времени и энергетическим разрешением. Их тормозная способность немного уступает BGO. Промежуточное обоим является ГСО, который имеет более высокую светоотдачу и быстрее,время затухания, чем BGO и пока не столь эффективны, как BGO или LSO / LYSO в остановке 511кэВ511кэВ фотоны. В таблице Iперечислены атрибуты другого материала детектора, используемого в коммерчески доступных сканеров ПЭТ / КТ. Совершенно очевидно, что РБП / LYSO имеет и станет детектор выбора в будущем ПЭТ / КТ, поскольку производители выбрали либо LSO или Lysш в качестве нового ПЭТ сцинтилляционного материала.
Таблица 1. Свойства основных детекторов ПЭТ.
2. Пространственное разрешение ПЭТ
Предельное пространственное разрешение клинических сканеров ПЭТ с диаметром кольца из 80см составляет около 2мм. Есть пять основных факторов, которые определяют пространственное разрешение:
1) позитронно диапазон: расстояние между точкой вылета позитрона до точки аннигиляции позитрона с электроном. Чем выше кинетическая энергия позитрона, тем длиннее расстояние к месту уничтожения. Это расстояние зависит от изотопа;
2): отклонение от предполагаемых выбросов двух 511кэВ фотоны на 180градусс точки уничтожения. Чем больше диаметр кольца; тем более, не колинеарность становится;
3) геометрии детектора: меньший элемент детектора размера d приводит к улучшению пространственного разрешения размера d/2;
4) фотонного взаимодействия в детекторе: комптоновское рассеяние является доминирующим взаимодействие между 511кэВ фотонов и детектор. Множественные взаимодействия необходимы, чтобы остановить фотон в детекторе. Некоторые взаимодействия могут даже перекинулся на соседние элементы детектора. Типичные элементы детектора находятся в размере 4-6мм квадрат и 2-3см. Толщиной. В результате некоторая неопределенность для идентификации первого взаимодействия фотона и детектора;
5) алгоритм реконструкции, который моделирует деградацию от излучения позитрона до регистрации фотонов и который способен деконволюции деградацию, чтобы улучшить разрешение и размер детектора являются преобладающими факторами, способствующими деградации пространственного разрешения для клинического ПЭТ - сканер.
Некоторые доклинические сканеры ПЭТ были показаны для достижения пространственного разрешения 0,4ммс диаметром кольца из 2см и размер детектора 0.25мм. Пространственное разрешение клинического сканера ПЭТ составляет около 5-8мм, и по- прежнему может быть улучшена в будущем. Влияние улучшения пространственного разрешения может быть более значительным, чем в диагностике при КТ. Это происходит главным образом из - за клинических целевого объема и целевого планирования рентабельности объема, которые добавляются к GTV тем самым уменьшая преимущество разрешения изображения ПЭТ.
3. Время пролета ПЭТ
Обычная реконструкция ПЭТ изображений предполагает, что уничтожение событий позитрона и электрона обнаруживается спомощью пары элементов детектора 180-град180-градусдруг от друга, в равной степени вероятны в любой точке вдоль линии, определяемой этой пары элементов детектора. Это предположение хорошо служил в течение многих лет, когда детекторы с коротким временем затухания, высокой светоотдачей и быстрой электроники не были доступны. Короткое время затухания нового материала детектора, таких как LSO и LYSO в сочетании с быстрой электроники позволило время-пролетной (TOF) ПЭТ. Разрешение синхронизации, чтобы найти событие аннигиляции в течение 5мм5ммПЭТ разрешение составляет приблизительно 30пс. Текущий коммерческий TOF ПЭТ имеет временное разрешение около 600пс и может найти событие аннигиляции в течение 18см18смчто в свою очередь улучшает контрастность. Выигрыш в отношении сигнал-шум в ПЭТ - изображений с TOF пропорционально размеру объекта и обратно пропорциональна временным разрешением.
Текущая технология 600пс расчет времени разрешение показывает улучшение сигнала к шуму для крупных пациентов. Будущее улучшение разрешением по времени будет еще больше снизить уровень шума и улучшить соотношение сигнал-шум для всех пациентов. Это пособие также может быть переведен на более короткое время сканирования или сниженном вводили радиофармацевтических дозу для пациента и снижение радиационного облучения технолога.
4. Двух-трехмерная ПЭТ
Данные ПЭТ могут быть приобретены в двухмерном (2D) или трехмерном режиме (3D). В 2D - режиме, коллимации (перегородками) расположен между детекторных колец в осевом направлении. Коллимация минимизирует рассеивание и обеспечивает равномерный профиль чувствительности вдоль краниально-каудальном направлении. Перекрытием только 1 см необходима, чтобы компенсировать снижение чувствительности края ломтиков между двумя положениями слоем для того, чтобы обеспечить равномерную чувствительность вдоль осевого направления в целом тело ПЭТ / КТ. С другой стороны, 3D - ПЭТ не использует перегородками во время сбора данных.
Он имеет более высокую чувствительность, но более Randoms и рассеивает, чем 2D ПЭТ. Из-за его неоднородным профилем чувствительности (высокая в центре детектора с линейной спадают до края детектора), она, как правило,требует до 50% перекрытием детектора между двумя позициями слоем. В связи с улучшением методов реконструкции 3D - и лучшего моделирования процесса Randoms и разгоняет, было показано, что 3D ПЭТ приводит к улучшению качества изображения по сравнению с 2D ПЭТ с меньшим количеством впрыска ФДГ-18. Это привело к снижению радиационного воздействия на пациентов, медицинского персонала и технологов. Таким образом, визуализация 3D ПЭТ должен стать стандартным режимом визуализации в будущем. Некоторые производители сканеров ПЭТ / КТ обеспечивают только 3D возможности в своих системах.
5. Четырехмерная ПЭТ
Четырехмерное (4D) ПЭТ впервые была разработана для визуализации сердца для оценки движения миокарда и для получения фракции выброса. Она была принята для визуализации опухоли грудной клетки в течение последних нескольких лет. Когда данные приобретаются в 4D или закрытый режим, данные разделены на несколько эксклюзивных бункеров. Например, там может быть 8 бины 500Миз500Миздля среднего дыхательного цикла 4s.
Из-за недостаточной статистики фотонов, полученных в ПЭТ -визуализации3-6 мин для 8 бункеров в каждом месте кровати, продолжительность сканирования 4D ПЭТ, как правило, продлен до более чем 10 мин чтобы компенсировать меньшее количество фотонов, записанных в каждом бункере. Восстановление изображений осуществляется по данным каждого бункера и результат представляет собой набор 3D ПЭТ изображений в течение дыхательного цикла для оценки движения опухоли и количественной оценки. Несмотря на то, число фотонов в каждом бункере мал, что приводит к повышению шума в 4D изображений; в 4D изображения потенциально могут быть использованы для точной оценки поглощения ФДГ. 4D ПЭТ не снята из - за его сложности и ограниченным рабочим процессом, в котором 4D ПЭТ должна была быть выполнена в отдельной сессии после обычной ПЭТ / КТ на большинстве сканеры ПЭТ / КТ, продлевая время приобретения и влияния на комфорт пациента. На наш взгляд, идеальная сессия ПЭТ / КТ изображения должны принимать менее 20мин20мин, Любая длительность за что увеличит потенциал для движения пациента.
Сканеры ПЭТ / КТ недавно были оснащены список сбора данных в режиме при котором события из каждого совпадения пары 511кэВ фотоны сохраняются в потоке списка для последующего восстановления. Было показано, что сбор данных списка режима может быть выполнена либо с сердечной или дыхательной срабатывание во время обычного статического захвата изображения. Эта функция обеспечивает возможность ретроспективно сортировки совпадения событий на множество фаз / бункеров для реконструкции 4D ПЭТ изображений. Современные сканеры ПЭТ может быть выполнен с возможностью получать данные, которые могут быть причиной как статические, так и 4D ПЭТ - данные, чтобы заморозить движение опухоли. 4D КТ могут быть необходимы для точного количественного определения данных 4D ПЭТ в качестве каждой фазы данных ПЭТ может понадобиться собственные данные КТ для коррекции ослабления. Несмотря на то, что до сих пор громоздким для получения данных 4D ПЭТ из - за его длительного времени приобретения, ожидается, что с новым детектором LSO / LYSO, большой охват детектора для более высокой чувствительности, а также появлением реконструкции 3D - изображения, чтобы лучше справляться с повышенным шумом от Randoms и рассеивает в системах сбора данных 3D, ограничение во времени приобретения будет сведено кминимуму и 4D ПЭТ станет клинически приемлемым решением для повышения точности количественного определения опухоли в движении.
6. ПЭТ / КТ большого диаметра
Большинство современных коммерчески доступных сканеров ПЭТ / КТ имеют 70смРазмер отверстия для обоих ПЭТ и КТ сканеров. Ранние модели имели меньший размер отверстия в ПЭТ, чем в СТ. Тем не менее, очевидно, что размер отверстие придется увеличить, чтобы разместить ПЭТ / КТ симуляция больных раком молочной и некоторых крупных пациентов. Томограф из 85см85смразмер отверстия был введен в 2000 году для решения этой проблемы. На сегодняшний день большинство сканеров ПЭТ / КТ у 50см50смСтандартное поле зрения в реконструкции изображений КТ с до 60-65см60-65смрасширенное поле зрения реконструкции. Это было достигнуто путем экстраполяции усеченные проекционных данных в КТ, как правило, в передне-задней взглядов, чтобы соответствовать общее затухание, измеренное в проекционных данных непереключаемых усечен в боковой проекции. Такой подход не может обеспечивают точные цифры КТ для КТ. Правильное решение проблемы усечения будет увеличивать угол вращения вентилятора детектора, чтобы избежать усечения за счет увеличения количества элементов детектора. Один производитель увеличил размер детектора, чтобы лучше контролировать проблему усечения до 70смИ один производитель предложил ПЭТ / КТ с 85см размер отверстия как для ПЭТ и КТ. Ожидается, что размер отверстия 85см должен стать стандартом и размер КТ детектора должна быть увеличена, чтобы вместить до 70см реконструкции изображения КТ без усечения для лучевой терапии.
7. Многослойная КТ
ПЭТ необходимы данные КТ для локализации опухоли, коррекции ослабления и количественной оценки. ПЭТ получает данные по3-6мин3-6миндля 15-смпревосходный неполноценными охват.
С клинической сканирования всего тела от основания черепа до midthigh около 100см, Время сбора данных ПЭТ составляет около18-21мин для 3мин/слой в системах сбора данных 2D. Для улучшения качества изображения КТ грудной клетки и брюшной полости, пациент, как правило, просят поднять его / ее руки над головой во время сбора данных КТ и данных ПЭТ. В этом положении, средний человек не может быть в состоянии оставаться неподвижным в течение более 20мин20мин, На рисунке 1 показан пример движений пациента в середине сканирования. Если движение пациента не учитывается, изображения ПЭТ не могут быть надежными для установления диагноза. Включение КТ позволило значительно улучшить пропускную способность ПЭТ / КТ и комфорт для пациента при КТ 100см100смможет быть выполнена менее чем за 20 с на современном 16-ломтик ПЭТ / КТ с хорошим качеством изображения.
Первый прототип ПЭТ / КТ была с одним-вырезке CT (SSCT), 1, который был основным КТ в диагностической радиологии в то время.
КТ будет принимать 5-10мин5-10минс этим прототипом ПЭТ / КТ. 10 На сегодняшний день почти все сканеры ПЭТ / КТ являются с многосрезовой КТ (МСКТ), а число каналов детектора или фрагментов увеличилось с 2 до 64 лет в течение последних нескольких лет. В целом, 16-срезовый КТ достаточно для визуализации опухоли и 64-срез КТ необходима для коронарной артерии КТ сердца. 64-срезовый КТ может обеспечить высокое пространственное разрешение 0,5мм0,5ммв 3D, быстрое временное разрешение 100-200Миз100-200Мизв то время цикла вращения козлового менее 0,35s0,35s, И короткое время задержки дыхания менее 10s10s, Решающее значение для визуализации коронарных артерий.
Один продавец сделал доступный 320-ломтик КТ 16см16смПокрытие с изображением сердца в одном обороте козлового.
Перфузионной КТ, которая требует киношный проверку более чем 30-50s30-50sв том же месте для оценки функции опухоли путем анализа динамики закачиваемой контраста йода в и из опухоли, может потребоваться более 64 ломтиков для его расширения охвата более 4см4см, A 16-срезовый КТ покрывает только 2-2,4см2-2.4смза один оборот гентри. Включение МСКТ в ПЭТ / КТ имеет и будет иметь огромное влияние на улучшение регистрации между КТ и данным ПЭТ, а также оценку движения опухоли в визуализации 4D КТ. Оба приложения имеют решающее значение для лучевой терапии.
Рис.1. Влияние движения пациента на 9 - й мин в течение получения одного слоя. КТ (до ПЭТ) и ПЭТ изображения первых 9мин были на стадии (а) и (б) соответственно. КТ (после того, как ПЭТ) и ПЭТ изображения последних 6мин были на стадии (с) и (г) соответственно. Средние suvs области интереса, указываемой стрелкой были 2.7в2.7в(б), 1,2в1.2в(d) и 2,1в2.1в(е) от общей 15 мин получение.
8. Средние показатели КТ
Вопрос о потенциальной рассогласования между КТ и данных ПЭТ в грудной клетке и брюшной полости был обнаружен вскоре после ПЭТ / КТ была введена, и стал наиболее широко поставленный вопрос в ПЭТ / КТ. МСКТ обычно получает данные по очень высоким временным разрешением менее 1s, В то время как ПЭТ получает данные в течение нескольких минут. Несовпадение во временном разрешении приводит к потенциальному несовпадения позиций опухоли между КТ и данным ПЭТ, а также ставит под угрозу количественно оценить данных ПЭТ и определение ПЭТ GTV. Текущий дизайн ПЭТ / КТ только соответствовали пространственные разрешения КТ и ПЭТ путем размывания изображения CT, чтобы соответствовать изображения ПЭТ в пространственным разрешением. Ни одна попытка была сделана, чтобы соответствовать временным разрешением КТ и ПЭТ. позитронный компьютерный томография опухоль
Поскольку данные ПЭТ усредняется время, было признано, что данные ПЭТ может быть более точным представлением 3D - объема,охватывающим движение опухоли. Однако количественная оценка данных ПЭТ опирается на данные КТ. Если данные КТ не совпадают с данными ПЭТ в положении, количественное определение объема данных ПЭТ будут поставлены под угрозу. Воздействие становится серьезным, когда опухоль находится вблизи диафрагмы, таких как некоторые опухоли легких, печени и пищевода.
Несовпадение между данными КТ и ПЭТ могут быть идентифицированы с помощью curvelinear холодной артефакт распараллеливания купол диафрагмы на базах легких или photopenic области в изображениях ПЭТ. Мы обычно проводят больше времени в выдохе, чем в вдохе. Усредненные данные ПЭТ в течение нескольких минут ближе к концу выдоха, чем фазы конца вдоха.
Если данные КТ приобретаются в пределах или вблизи фазы конца вдоха, раздутый легких из - за вдохновения будет больше, чем в спущенном легких. Чем больше площадь завышенных легких в КТ оказывает меньшую коррекцию ослабления в восстановлении данных ПЭТ, что приводит к photopenic области, идентифицированной как Перекошенная области. Несколько были предложены меры, чтобы смягчить эту проблему. Тренировка пациента держать дыхание во время сбора КТ была предложена, и результаты были смешаны, потому что тренерский пациента задерживать дыхание на определенное состояние не может быть надежным как от пациента, так и технологом операционной перспективы / КТ ПЭТ - сканер. Другой подход к улучшению регистрации между КТ и данных ПЭТ довести временное разрешение изображений КТ в том, что из данных ПЭТ. Признавая тот факт, что ПЭТ усредняется в течение многих циклов дыхания, в среднем CT (ACT) изображение об одном дыхании цикла было показано улучшение регистрации между КТ и данным ПЭТ. На рисунках показаны два примера между КТ и данными ПЭТ исправленных ACT, чтобы улучшить оценку лимфатических узлов ФДГ-18 поглощения и точность опухоли таргетинга для лучевой терапии. Эта концепция также была показана эффективность в улучшении регистрации между КТ и данным ПЭТ в сердечной ПЭТ / КТ.
Рис.2. Влияние перекоса к оценке лимфатического узла ФДГ-18 поглощение. КТ, ПЭТ исправлены с помощью КТ и слитые изображений ПЭТ-КТ с несоосности были (а) слева направо. ACT, ПЭТ корректируется с ACT, и сливают ПЭТ-КТ изображений в (б). Максимальный SUV лимфатического узла, идентифицированного крестом был 4,6в4.6в(а) и 7,5в7.5в(Б). Рассогласование вызвало изменение максимальной SUV на 63%.
Рис.3. В ПЭТ / КТ изображений 69-летней старой пациентка с опухолью пищевода после индукционной химиотерапии. (А) показывает аксиальный срез слитого клинической КТ и ПЭТ изображением на уровне пищевода опухоли (слева) и изображение ПЭТ в корональной зрения (справа). В докладе указывается радиологии пациент имел положительный ответ на химиотерапии.После удаления несоосности путем AVG КТ, опухоль вновь появилась в одних и тех же данных, ПЭТ, установленных на стадии (б). Стрелки указывают на местоположение опухоли. Валовые объемы целевых нарисованные в образах (а) и (б) показаны синим и зеленым цветом, соответственно, в (с). Пациента лечили с объемом опухоли в зеленый цвет, и доклад рентгенологии была исправлена с помощью AVG КТ.
Эквайринг АКТ может быть достигнуто путем сканирования в том же месте среза в течение цикла дыхания на очень высокой скорости вращения гентри для субсекундной временным разрешением. Изображения КТ, почти свободные от артефактов движения, в респираторного цикла усредняются для ACT. Традиционный подход с медленной разверткой CT для ACT является неэффективным и не следует поощрять. На рисунке 4 показан пример клиники одного и того же пациента, сканированной медленно сканирования КТ 4s и ACT быстрого вращения козлового от 0,5s0,5sдля 4s, Сине-КТ и Низкочастотный СКТ(шаг<0,1)(подача<0,1)сканирования могут быть приняты, чтобы получить ACT и оба были использованы в 4D визуализации КТ.
Тем не менее, не ясно, будет ли настройка визуализации 4D КТ для оценки движения опухоли идеально подходит для получения ACT, когда большинство ПЭТ / КТ сканеры в области ядерной медицины и без дыхательного аппарата для мониторинга 4D КТ. Практический подход заключается в приобретении ACT без дыхательного устройства мониторинга для улучшения количественной оценки данных ПЭТ. оценивался Дополнительная доза облучения для ACT, чтобы быть от 5к50мГр5к50мГри дополнительное время сканирования меньше, чем на пару минут и не окажет существенного влияния на общее время сканирования процедуры ПЭТ / КТ. ACT также может быть получена из 4D КТ, включение ACT для коррекции ослабления данных ПЭТ должны быть доступны в будущем. АКТ также может быть использован для расчета дозы из-за его временного усреднения чисел КТ. Выбор оптимальных параметров для приобретения ACT с кинопамяти-КТ или Низкочастотный СКТ также была исследована.
Рис.4. RACT и ЦФСС образы пациента со средним дыхания цикла 4s, ЦФСС изображения на стадии (а) были сделаны с одной КТ козлового вращения 4s, И два изображения были 2,5мм2.5ммдруг от друга и 2.5ммтолстый.Соответствующие RACT изображения в (б), полученные путем усреднения киношных КТ изображений, были в среднем от 4sсбора данных по восьми портальных вращений. Деяние, изображения были почти свободны от артефактов восстановления, которые наблюдались в ЦФСС изображений (воспроизводится из рис. 11)
МСКТ может получить данные ACT на груди и живота менее чем за пару минут из-за его большой охват детектора над ЦФСС. Она также может обеспечить последовательность почти движения свободных киношных КТ изображений в том же месте среза из-за его субсекундной вращения козлового. Брак МСКТ и ПЭТ в ПЭТ / КТ, таким образом, предоставила платформу для регистрации КТ и ПЭТ данных, непосредственно воздействующими на RT.
9. Максимальная проекция интенсивности КТ
Максимальная проекция интенсивности КТ изображения могут быть получены путем нахождения максимального значения пикселя в каждом местоположении пикселя, из всех фаз 4D КТ или кинокамеры КТ изображения. Показано, что МИП КТ изображения эффективны в изображающий степень движения опухоли для периферических опухолей легких (окруженный нижней воздуха плотностью в легких), МПИ-КТ изображения могут быть использованы, чтобы помочь определить целевой опухоли объема и, чтобы избежать неоднозначности при использовании порога внедорожник определить объем мишени в ПЭТ. Любой ФДГ-18. Поглощение в легких должна поддерживаться тканей с или без движения. Любой ПЭТ ГТВ определяется с порогом не должна превышать границы в изображениях MПИ. Оба МПИ и АКT изображения могут быть получены без стробирования. Их применение для планирования лечения для стереотаксической РТ было продемонстрировано.
Заявки на ПЭТ / КТ в РТ ожидается, станут важными, поскольку они могут быть применимы к большинству ПЭТ / КТ сканеры без установки оборудования для 4D КТ. MIP КТ может помочь определить объем опухоли в грудной клетке. На рисунке 5 показан пример определения степени ПЭТ GTV с MIP КТ. Аналогичная концепция была предпринята попытка с регулярной спиральной КТ данных для периферической NSCLC по Биехл и др., когда жилец опухоли могут быть идентифицированы с помощью спирального КТ - данных.
Рис.5. ПМО КТ и ПЭТ - изображения пациента. МИП КТ в пунктах (а) отображается с (окна, уровень)=(400,40)(окно, уровень)знак равно(400,40)и ПЭТ в (б) с наибольшей интенсивностью=40%интенсивностьзнак равно40%максимального SUV в опухоли. Изображения (а) и (б) показаны снова (1000,-700)(1000,-700)в (с) и самая высокая плотность=20%плотностьзнак равно20%в (г), соответственно. Контур опухоли на стадии (с) накладывается на стадии (а), (б), и (d), чтобы продемонстрировать влияние на размер опухоли по параметрам дисплея.
10. 4D-КТ
4D-КТ нашел свое признание в лучевой терапии для обеспечения стробированные КТ-изображения нескольких фаз в течение дыхательного цикла, чтобы помочь контурной степень движения опухоли. 4D-КТ занимает меньше времени, чем в приобретении 4D-ПЭТ делает. Как правило, она занимает менее 2мин(например, ACT), чтобы покрыть 40смв верхнем неполноценными направлении по 8- или 16-среза КТ. Два режима сбора данных были использованы в 4D КТ. Одним из них является кинокамеры КТ, а другой является Низкочастотный СКТ. Оба приобретения сканировать любой точки в пространстве в течение более одного дыхательного цикла плюс один (или 2/32/3) Вращение козловых цикла. Cine CT использует меньше излучения и генерирует более тонкие ломтики, чем Низкочастотный СКТ. С другой стороны, Низкочастотный СКТ имеет преимущество перед киношной КТ во времени приобретения. 131 СИНЕ КТ на основе 4D КТ доступно на 4, 8, 16 и КТ - сканеров 64-среза, и на основе низкого тона СКТ 4D CT доступна только на новые 16- и 64-срезовый КТ сканеров. Многослойная КТ значительно улучшилась скорость сбора данных 4D КТ и сделал 4D КТ клинически приемлемым. Ожидается, что 4D КТ станет неотъемлемой частью ПЭТ / КТ грудной клетки и 4D КТ будут включены в квантификации 4D ПЭТ в каждой фазе закрытого типа ПЭТ изображения нуждается в своей собственной коттеджный КТ изображения для коррекции затухания изображения ACT и MIP могут быть получены из 4D КТ или непосредственно из кинопамяти КТ.
11. Определение опухоли с помощью ПЭТ
Определение объема опухоли в ПЭТ - изображении, как правило, выполняется с порогом SUV (ов). Это важный еще спорный вопрос, в частности, для опухолей легких, пострадавших от дыхательного движения. Для определения валового объема опухоли в ПЭТ, как правило, основаны на визуальной интерпретации опытного медицины врач ядерной. Некоторые из них предложили абсолютный порог 2,5, или пороговое значение между 15% и 50% от максимального SUV (mSUV) .Недавние исследования Биехл и Нестле предположили, что ни один SUV надежно не может быть использован для сегментации объема опухоли ПЭТ, и что индивидуализированный порог должен быть получен при рассмотрении размер, местоположение, неравномерное распределениеФДГ-18 активность опухоли. Большинство дискуссий были с данными автономных ПЭТ. Проблема может быть еще более осложняется в ПЭТ / КТ. Любой перекос может поставить под угрозу дальнейшее квантификации данных ПЭТ.
Эрди и др сообщили, что различные фазы 4D КТ изображения может вызвать до 24% вариации mSUV в данных ПЭТ. Пан наблюдали изменение более чем на 50% mSUV между данными ПЭТ с ACT и тех же ПЭТ данных с СКТ. Chi и др. 90 исследовали влияние рассогласования для определения ПЭТ GTV и обнаружили, что GTV центроид расположение может переложить на 2.4мми GTV изменение объема может достигать 154% для опухолей менее 50 (см)3,
Частичный объем также влияет на определение внедорожника. Частичный объем обусловлено ограниченным пространственным разрешением ПЭТ сканеров (5-8мм) И оказывает смазанный вид изображения ПЭТ.
Частичный объем главным образом влияет на меньшие опухоли размерами менее 1-1.6смили 2 раза разрешение ПЭТ. Кроме того, исследования показали, что SUV является функцией обратного захвата времени между инъекцией ФДГ-18 и сбор данных. Следует соблюдать осторожность, чтобы обеспечить одинаковое время поглощения для того же самого пациента изображаемого в нескольких сеансов ПЭТ / КТ в течение диагностики, лечения и постановки. Объем опухоли определяется ПЭТ может быть более свидетельствует о GTV плюс движение, так как данные ПЭТ приобретаются в течение нескольких минут. ПЭТ GTV очерчивание была и будет очень активной областью исследований. Входной сигнал от MIP и 4D КТ изображений будут очень важны и дополняют друг друга этим усилиям. Контурная опухоль в изображениях ПЭТ / КТ должна быть неотъемлемым процессом с дополнительными входами обоих ПЭТ и КТ изображений.
12. Рабочий процесс
ПЭТ / КТ моделирование грудной клетки и брюшной полости представляет собой сложную задачу для регистрации КТ и данных ПЭТ.
Мы можем получать данные в режиме списка ПЭТ с физиологическими триггерами дыхательной или сердечной природы. Два набора данных ПЭТ может быть реконструирована: один для создания статических данных ПЭТ для начальной диагностики всего тела; а другой для создания закрытого типа или 4D ПЭТ данные по определенной анатомической области, используя данные режима списка и физиологическими триггеров. Статические данные ПЭТ должны быть исправлены затухания с ACT. Данные 4D ПЭТ должны быть исправлены с данными 4D КТ. Изображения для лучевой терапии должны быть свободны от перекосы и усеченных артефактов, которые могут быть выполнены с использованием большого диаметра ПЭТ / КТ и большой детектор КТ, соответственно. Все сбора данных должны быть выполнены в 20мин20мин чтобы улучшить комфорт пациента и избежать потенциального движения пациента.
Выводы
Огромный рост в использовании сканеров ПЭТ / КТ в течение последних нескольких лет связано с сочетанием более быстрого детектора LSO / LYSO и быстрее электроники сделало TOF ПЭТ / КТ осуществимый в улучшении качества изображения ПЭТ. Улучшение 3D -реконструкции с точного моделирования Randoms и разгоняет также сделал 3D ПЭТ более привлекательным, чем 2D ПЭТ.
Преимущества 3D включают сокращение, как впрыскивается радиофармацевтических доза для пациента и радиационного облучения медицинского персонала и технологов. Большого диаметра ПЭТ / КТ и большой детектор КТ сделает позиционирование большого пациента в сканер намного проще и минимизировать усечение КТ - изображений, соответственно. Применение ПЭТ / КТ для лучевой терапии, как ожидается, расти, хотя есть некоторые проблемы. Возмещение расходов было бы возможным, когда все больше клинических данных для поддержки ПЭТ / КТ моделирования становятся доступными. Аналогичная проблема была испытана во время адаптации моделирования КТ в 1990 - е годы, когда излучение онкологи не были знакомы с GTV разграничении на изображениях КТ.С развитием 4D КТ, трудности в моделировании грудной клетки и брюшной полости в значительной степени были сведены к минимуму.
Дальнейшее совершенствование регистрации данных ПЭТ и КТ с помощью ACT, MIP, 4D КТ и 4D ПЭТ улучшит регистрацию в грудной клетке и брюшной полости. Кроме того, получение данных должно быть меньше, чем 20мин для имитации состояния пациента в сеансе лечения.
Размещено на Allbest.ru
...Подобные документы
Принципы осуществления позитронно-эмиссионной томографии. Самый распространённый радиофармпрепарат, используемый при ПЭТ. Характеристика аппаратуры для ее проведения. Показания к использованию. Отличие от компьютерной и магнитно-резонансной томографии.
презентация [457,5 K], добавлен 21.10.2013Принцип действия позитронно-эмиссионной томографии. Основные радиофармпрепараты, использующиеся при проведении исследований. Применение компьютерной томографии в кардиологии для диагностики патологии коронарных сосудов. Способы ограничения доз облучения.
практическая работа [542,3 K], добавлен 13.09.2011История развития технологии позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ). Этапы исследования, основные блоки сканера и его аппаратное обеспечение. Реконструкция изображений. Используемые в ПЭТ радионуклиды, ее достоинства и области применения в медицине.
курсовая работа [1,0 M], добавлен 19.05.2013Компьютерная томография как метод неразрушающего послойного исследования внутренней структуры объекта. Особенности компьютерной томографии головного мозга. Принцип работы компьютерного томографа. Причины назначения компьютерной томографии головного мозга.
контрольная работа [484,4 K], добавлен 21.06.2012Проведение компьютерной томографии. Подготовка пациента и противопоказания. Госпитализация пациентов с острой болью в груди. Визуализация строения сердца и сосудов. Реконструкции коронарных артерий, клапанов. Мультиспиральная компьютерная томография.
презентация [1,5 M], добавлен 29.03.2016Основы томографии и рентгенографии, история открытия метода исследования органов и тканей. Устройство рентгеновской установки, компьютерной и цифровой томографии, преимущества и недостатки методов. Области применения цифровых рентгенологических систем.
курсовая работа [1,5 M], добавлен 16.06.2011Присуждение инженеру Г. Хаунсфилду и математику Алану МакКормаку Нобелевской премии в области медицины за разработку метода рентгеновской компьютерной томографии. Виды технологий сканирования. Основные показания к проведению КТ-исследований в неврологии.
презентация [857,4 K], добавлен 24.12.2014Этапы исследования и блоки сканера. Постановка задачи и методы томографирования. Восстановление сечений с использованием Фурье-преобразований. Обратная проекция с фильтрацией сверткой. Итерационный метод наименьших квадратов или одновременная коррекция.
дипломная работа [3,1 M], добавлен 14.10.2013История развития позитронной эмиссионной томографии, ее прменение для диагностики заболеваний. Производство ПЭТ-радионуклидов и радиофармапрепаратов. Чувствительность и пространственное разрешение ПЭТ-сканера. Алгоритмы реконструкции ПЭТ-изображений.
реферат [2,1 M], добавлен 12.12.2012Измерение и сложная компьютерная обработка разности ослабления рентгеновского излучения различными по плотности тканями. Виртуальное вскрытие живых организмов. Применение в современной медицине методов компьютерной томографии и виртуальной аутопсии.
презентация [1,6 M], добавлен 21.12.2013Появление компьютерных томографов. Предпосылки метода в истории медицины. Развитие современного компьютерного томографа. Спиральная компьютерная томография. Многослойная компьютерная томография: ее преимущества, показания и относительные противопоказания.
реферат [34,9 K], добавлен 23.09.2012Методы оценки местоположения патологии с помощью компьютерной томографии сканирования. Понятие электрического импеданса, устройства измерения импеданса биологических тканей. Разработка алгоритма предварительной обработки снимков компьютерной томографии.
дипломная работа [5,0 M], добавлен 26.07.2017Причины коронарной недостаточности, ее формы. Методы диагностики заболевания. Этапы проведения коронарографии. Рентгеновская компьютерная томография. Метод рентгенологического исследования с использованием контрастного вещества (вантрикулография).
презентация [194,7 K], добавлен 21.12.2013Компьютерная и магнитно-резонансная томография головного мозга. Кровоснабжение головного мозга. Магнитные моменты индивидуальных спинов. Структура МР томографа. Особенность системы управляющих команд МРТ. Типы МРТ аппаратов по виду используемых магнитов.
реферат [34,5 K], добавлен 10.03.2012Изучение радионуклидного томографического метода исследования внутренних органов человека и животного. Анализ распределения в организме активных соединений, меченых радиоизотопами. Описания методики оценки метаболизма глюкозы в сердце, легких и мозге.
реферат [21,3 K], добавлен 15.06.2011Рентгенография, компьютерная и магнитно-резонансная томография. Визуализация кости, мягких тканей, хрящей, связочного аппарата, центральной нервной системы. Вспомогательные методы: сцинтиграфия, позитронно эмисионный и ультразвуковая диагностика.
презентация [1,2 M], добавлен 10.12.2014Метод ультразвуковой диагностики. Значение определения опухолевых маркеров. Лучевая диагностика злокачественных новообразований. Магниторезонансная томография молочных желез, головного мозга, органов таза. Понятие о позитронной эмиссионной томографии.
контрольная работа [28,0 K], добавлен 09.08.2013История открытия рентгеновских лучей немецким физиком Вильгельмом Рентгеном. Процесс получение рентгеновского излучения, его применение в медицинских исследованиях. Современные разновидности рентгенодиагностики. Компьютерная рентгеновская томография.
презентация [1,1 M], добавлен 22.04.2013Специфичность данных традиционных лабораторних исследований для рака поджелудочной железы. Определение уровня опухолевых маркеров. Определение стадии заболевания. Ультразвуковое исследование, компьютерная томография. Новая концепция сканирования.
реферат [18,9 K], добавлен 12.02.2009Анатомические особенности шейных позвонков. Строение и кровоснабжение спинного мозга. Возможности методов визуализации в оценке структур позвоночника, их ограничение. Клиническое значение компьютерной томографии и магнитно-резонансной томографии.
дипломная работа [2,8 M], добавлен 25.08.2013
