Tomograf PET

Informațiile prezentate nu sunt sfaturi medicale și este posibil să nu fie corecte. Conținutul are doar scop ilustrativ și nu înlocuiește sfatul medicului: citiți avertismentele .

Un tomograf PET

Tomograful PET este aparatul utilizat în medicina nucleară pentru efectuarea tomografiei cu emisie de pozitroni . Această mașină funcționează prin detectarea fotonilor gamma emiși de anihilarea pozitronilor , produși prin descompunerea radioizotopilor administrați singuri sau încorporați într-o altă moleculă ( radiofarmaceutice ). Adevăratul tomograf PET este acum întotdeauna combinat cu un tomograf CT sau un scaner RMN . Folosind aceste mașini este posibil să se obțină imagini „hibride” PET / CT sau PET / RMN, care permit o evaluare a pacientului atât din punct de vedere funcțional, cât și morfologic; de asemenea, ajutând la localizarea corectă a captării radiofarmaceutice patologice și îmbunătățirea calității imaginii prin corectarea atenuării fotonice .

Principiul de funcționare

Tomograful PET este, după cum sa menționat, o mașină capabilă să detecteze prezența radiofarmaceuticelor care emit pozitroni după ce acestea sunt injectate în organism, cu o sensibilitate foarte mare, fiind capabil să distingă de fundal chiar și o acumulare produsă de câteva milioane de celule , cu o concentrație de radiofarmaceutice de ordinul 10 ⁻¹⁰ -10 ⁻¹² mol / litru.

Când un medicament radiofarmaceutic utilizat în PET se dezintegrează, acesta emite un pozitron (antiparticula electronului care este particula cu aceeași masă, dar cu sarcină opusă) capabil să călătorească în mediul pe care îl traversează doar câțiva milimetri înainte de oprire (această distanță depinde asupra energiei de emisie, din densitatea mediului traversat și numărul său atomic ). Când se întâmplă acest lucru, se anihilează cu unul dintre electronii din care este realizat mediul încrucișat, transformându-și toată masa (și cea a electronului țintă) în energie . Suma maselor pozitronului emis de radiofarmaceutic și de electronul mediului încrucișat conduce întotdeauna la producerea a doi fotoni gamma cu energii egale cu 511 keV , care au direcții de emisie opuse (deci cu un unghi de aproximativ 180 de grade) între un foton și celălalt). Tomograful, prin urmare, recunoaște fotonii care într-o perioadă foarte scurtă de timp (aproximativ 10 nanosecunde ) lovesc simultan extremele inelului său detector, este capabil să deducă (prin algoritmi speciali) densitatea pozitronilor anihilați într-un anumit punct al corpului și apoi, cu puțină imprecizie datorită traseului pozitronilor din corp, creați hărți 3D care arată unde și cât este concentrat radiofarmaceutic. Intervalul de timp maxim în care cei doi fotoni trebuie să lovească detectorul pentru a fi considerat produs de același eveniment anihilării se numește fereastra de timp, în timp ce imaginar „linia“ , definită de calea celor doi fotoni spre detectorul se numește linia de răspuns (LOR). Cu toate acestea, majoritatea fotonilor detectați de tomograf nu ajung la capetele opuse ale acestuia în fereastra de timp ( evenimente unice ) și, prin urmare, sunt ignorate de software-ul de reconstrucție. Acest lucru se întâmplă deoarece fotonii emiși prin anihilare interacționează de cele mai multe ori cu mediul traversat prin intermediul unui efect fotoelectric (cu dispariția unuia dintre cei doi fotoni din mijloc) sau a efectului Compton (cu deviația fotonilor emiși). Acest lucru duce la reducere, schimbări de direcție și întârzieri în sosirea fotonilor către detector, precum și detectarea evenimentelor de coincidență „falsă”, care trebuie corectate înainte de a obține imaginile finale ^[1] .

Tipul echipamentului

Geometria sistemelor PET

Detectorii tomografilor PET sunt poziționați în jurul pacientului, într-un aranjament inelar, astfel încât să detecteze în mod eficient fotonii emiși de fiecare anihilare, care au direcții opuse față de punctul de emisie. Folosind doar un singur inel de detectoare, FOV (domeniul View, adică câmpul vizual al instrumentului) este totuși limitată la secțiunea unică a corpului , care se află în grosimea inelului. PET-urile moderne, pentru a îmbunătăți eficiența acestui proces și a crește lățimea FOV, au de fapt mai multe „inele” de detectare secvențiate. Pentru a obține imagini ale întregului corp (corpul total ) este, prin urmare, suficient să mutați patul acolo unde este pacientul, astfel încât acesta să traverseze inelele în timp. Geometria sistemului PET definește modul în care diferitele inele în ordine pot detecta fotonii de coincidență. În sistemele 2D nu este permis ca detectoarele plasate într-un inel să poată detecta evenimente de coincidență împreună cu cele ale altuia. Cu toate acestea, în sistemele 3D, acest lucru se poate întâmpla. Avantajele sistemelor 2D sunt reconstrucția mai rapidă a imaginii, mai puțină interferență de la evenimente eronate detectate la extremele FOV și imagini „mai curate”, pe de altă parte, cu toate acestea, nerelevanța multor evenimente duce la timpi de achiziție mai lungi. din acest motiv și pentru că până acum software-ul de reconstrucție a devenit mult mai rapid și mai precis, această geometrie este din ce în ce mai puțin utilizată) În acest tip de detectoare, inelele individuale sunt, de asemenea, separate prin colțuri de plumb. În sistemele 3D, totuși, trebuie luat în considerare faptul că o distanță excesivă între inele înrăutățește calitatea imaginilor în ciuda utilizării celor mai buni algoritmi de reconstrucție (distanța maximă tolerabilă se numește diferență de inel ) ^[2] .

Detectoare

În tomograful PET clasic, acestea sunt alcătuite din cristale scintilatoare capabile să convertească energia fotonilor gamma în lumină vizibilă, aceasta este, ca și pentru camera gamma , apoi convertită într-un semnal electric de fotomultiplicatori speciali și amplificată de hardware-ul mașinii înainte dacă semnalul ajunge la consola de reconstrucție. Cu toate acestea, spre deosebire de cristalele utilizate pentru construirea camerelor gamma, cele utilizabile pentru PET (care trebuie să fie realizate din materiale capabile să absoarbă fotoni gamma mult mai energici) de obicei nu pot fi mari, din cauza limitărilor tehnice.

Cele mai recente modele de mașini ( PET digital ) care utilizează noi detectoare semiconductoare , pot converti energia fotonilor gamma direct într-un semnal electric (acest lucru duce la o îmbunătățire deosebită a calității imaginii și a rezoluției spațiale, care este limitată doar de dimensiunile detectoare). Cu toate acestea, astfel de tomografe nu sunt încă foarte răspândite.

În tomografiile „clasice”, pentru a înlătura problema mărimii cristalelor, multe cristale mici (împărțite între ele, formând elemente numite pixeli ) sunt de obicei puse împreună și asociate cu fotomultiplicatori, pentru a constitui ceea ce se numește bloc detector . În funcție de modul în care fotomultiplicatorii (care au poziții diferite în bloc) primesc semnalul, mașina poate deduce în ce moment al blocului interacționează fotonul incident. Când un foton de energie egal cu 511 keV lovește un detector, aparatul verifică dacă în timpul ferestrei de timp detectorul plasat în direcția opusă înregistrează un eveniment similar; dacă se întâmplă acest lucru, semnalul este digitalizat. Cu toate acestea, toată această procedură necesită un timp, în care mașina din acel moment nu este capabilă să codeze alte semnale (de data aceasta se numește timp mort ) ^[3] .

Cristale de scintilație

Deși procesul de detectare a fotonilor gamma este similar cu cel folosit de camerele gamma, fotonii emiși de evenimentele de anihilare sunt mult mai energici decât cei ai scintigrafiilor normale; prin urmare, pentru o bună detectare, sunt necesare materiale cu o densitate mare de electroni. Astfel de materiale trebuie, de asemenea, să producă multă lumină pe eveniment ( randament luminos ) și să o disipeze rapid ( timpul de descompunere ). Materialele cu densitate mai mare de electroni, pe lângă detectarea evenimentelor cu mai multă eficiență, pot fi construite cu o grosime mai mică (făcând mai precisă definiția poziției evenimentului detectat de cristal). Un timp scurt de decădere permite în schimb să reducă fereastra de timp (și, prin urmare, probabilitatea de a detecta evenimente aleatorii ) și este necesar pentru a face corecția pentru timpul de zbor.

Ortogermanatul de bismut a fost pentru o lungă perioadă de timp cel mai utilizat material pentru a construi cristale (și, prin urmare, este prezent în multe tomografe încă în uz), deoarece are un coeficient de atenuare liniar ridicat și o densitate mare a electronilor (și, prin urmare, o eficiență ridicată a detectării), dar este totuși împovărat de o putere redusă de lumină și un timp de decădere lung (cu consecința agravării rezoluției spațiale și a energiei). Cele mai moderne cristale precum LSO ( ortosilicat de lutetiu ), LYSO (ortosilicat lutezio- itriu ) și GSO (ortosilicat gadoliniu ) au în schimb o bună eficiență de detectare, combinată cu o eficiență luminoasă mai bună și într-un timp mai scurt de degradare ^{[ 4]} .

Corecția timpului de zbor

Majoritatea tomografilor moderni pot produce imagini utilizând corecția Timp de zbor ( TOF ). Această corecție ia în considerare care dintre cei doi fotoni de coincidență ajunge mai întâi la detector pentru a determina mai precis unde a avut loc evenimentul de anihilare (în tomografele clasice, probabilitatea unui eveniment este în schimb uniformă de-a lungul întregului LOR). Pentru a efectua această corecție, pe lângă software-ul dedicat, este necesar să existe și detectoare cu cristale cu timpi de scintilație foarte rapide, mai mici de o nanosecundă ^[5] .

Reconstrucția imaginilor

Setul de date brute detectate de mașină constituie sinograma (pentru fiecare LOR se indică distanța de la axa tomografului și 2 unghiuri de înclinare în spațiul 3D). Aceste date trebuie corectate înainte de a obține imaginile finale. Corecțiile obișnuite sunt pentru împrăștiere , pentru timpul mort, pentru uniformitate și, eventual, pentru atenuarea fotonică. Există 3 tipuri de sinograme, care diferă prin modul în care sunt obținute datele. Dacă datele sunt obținute cu o achiziție 2D, evenimentele sunt înregistrate pentru etaje individuale, separate prin septuri. Prin urmare, „feliile” acestui tip de imagini nu au o grosime definită. În imaginile 3D cu mai multe felii, imaginile tridimensionale sunt obținute prin suprapunerea feliilor adiacente, în timp ce se aplică modul PET Positron Volume Imaging 3D (3D-PVI), imaginile 3D sunt obținute luând în considerare LOR provenind din toate direcțiile (în acest caz finalul imaginile vor consta din din voxel ).

Reconstrucția imaginii poate fi realizată cu 2 tipuri de algoritmi: analitici sau iterativi ^[6] .

Algoritmi analitici

Cel mai utilizat algoritm analitic este proiecția posterioară filtrată , care se caracterizează printr-o execuție rapidă și simplă; dar este împovărat de un zgomot ridicat al imaginii (în special în zonele cu un număr redus de numărări) și de prezența artefactelor „stele” (în special în zonele cu un număr mare de numărări) ^[7] .

Algoritmi iterativi

Se bazează pe utilizarea metodelor statistice pentru estimarea activității și oferă imagini mai bune decât cele anterioare (cu mult mai puțin zgomot și fără artefacte „stele”). Ca o caracteristică specială, au posibilitatea de a utiliza informații suplimentare despre instrumentul utilizat în timpul procesării (modelare). Principalul lor defect este că pentru utilizarea lor este necesară o putere de calcul mult mai mare (dar aceasta, odată cu evoluția hardware-ului dedicat reconstrucției, nu mai este o problemă).

Cel mai frecvent utilizat algoritm de acest tip în clinică este EM ( Expectation Maximization ) în forma sa „cea mai rapidă”, OSEM (Ordered Subset Expectation Maximization ). Folosind acest algoritm, datele sunt împărțite în subseturi (subseturi) care sunt refăcute de mai multe ori. Cu cât numărul de subseturi este mai mare, cu atât va fi mai rapid acest tip de procesare, dar în același timp calitatea imaginii finale se deteriorează dacă sunt prea multe ^[7] .

Performanţă

Rezolutie spatiala

În imaginile PET este limitat atât de factori intrinseci (deci dependenți de fizica fenomenului exploatat, adică de anihilarea pozitronului), cât și de factori tehnologici dependenți de limitele mașinilor.

Factori intrinseci

Pozitronul, odată emis, parcurge o anumită distanță înainte de anihilare, care este cu atât mai mare cu cât energia este mai mare. Acest lucru duce inevitabil la o degradare a rezoluției spațiale a imaginilor (denumită efect de gamă ). Pentru ¹⁸ F această eroare este de aproximativ 2 mm. Un alt factor de eroare este abaterea unghiulară a perechilor de fotoni. De fapt, emisia nu este niciodată perfect antiparalelă (cu un unghi precis de 180 °), dar tinde să aibă o marjă de eroare (care în apă este de aproximativ 0,5 °). Acest lucru duce la o pierdere a rezoluției spațiale care crește pe măsură ce distanța dintre detectoare și sursa de emisie crește (aproximativ 2,2 mm pe metru) ^[8] .

Factori tehnologici

Dimensiunea finită a elementelor detectorului de bloc contribuie în mod evident la determinarea rezoluției instrumentului, precum și a grosimii cristalelor de scintilație, ceea ce poate duce la interacțiuni la diferite adâncimi ale cristalului, rezultând o eroare la determinarea poziției evenimentului din detectorul de blocuri .; această eroare se numește paralaxă și este uneori limitată prin împărțirea cristalului scintilator în 2 straturi. Există, de asemenea, eroarea de codare , datorată unei localizări imperfecte a poziției unui eveniment în cadrul detectorului de blocuri, datorită doar limitărilor tehnologice ale sistemului de detectare ^[9] .

Efect de volum parțial

În medicina nucleară este adesea necesar să se obțină valori cantitative care să indice cât s-a acumulat radiofarmaceutic în țesuturi. În mod normal, numărul de numărări detectate de tomograf este direct proporțional cu activitatea prezentă în țesut, dar această afirmație nu mai este valabilă dacă luăm în considerare elemente mai mici de 2 ori rezoluția spațială minimă a instrumentului. Eroarea datorată acestui fenomen se numește efect de volum parțial și duce la o pierdere a numărărilor proporționale cu dimensiunea țintei studiate (ceea ce se traduce vizual într-o pierdere de contrast între elementele mici). Pentru valori cuprinse între 1 și 2 ori rezoluția minimă a instrumentului, este posibilă corectarea numărărilor acestei erori datorită curbelor măsurate experimental ( „curbe de recuperare” ) ^[10] .

Corecție pentru atenuare

Această corecție este întotdeauna necesară pentru a obține date cantitative fiabile din imagini (deoarece corpul uman tinde să absoarbă fotonii emiși, mai ales dacă punctul de emisie este situat foarte în interiorul corpului, ducând la o scădere drastică a numărului care crește odată cu adâncimea. iar densitatea mediului traversat).

Estimarea atenuării pentru fiecare LOR se poate face folosind o scanare transmisivă. Acest lucru se poate face într-un mod simplu folosind o sursă de fotoni gamma 511 keV (de exemplu, galiu-68) sau de cesiu-137 (cu energie similară, egală cu 662 keV), care este interacționat cu detectoarele după ce a făcut acestea traversează corpul pacientului; cu toate acestea, aceste metode au fost abandonate și înlocuite cu scanări CT (care sunt de fapt hărți de atenuare fotonică, cu avantajul de a furniza, de asemenea, informații clinice relevante, precum și de a ajuta la localizarea acumulărilor radiofarmaceutice prin imagistica hibridă PET-CT). De asemenea, este posibil să se utilizeze imagini MR în același scop, dar întrucât intensitatea MR nu este niciodată o funcție a radiolucenței țesuturilor, este necesar în astfel de cazuri să se utilizeze modele matematice pentru a estima hărțile de atenuare ^[11] .

Corecție pentru atenuare folosind imagini CT

Comparativ cu metodele vechi, imaginile CT oferă imagini mult mai puțin zgomotoase și mult mai rapide, dar fac acest lucru folosind fotoni cu o energie mult mai mică decât cele generate de fenomenele de anihilare. Deoarece diferența de atenuare între diferitele energii fotonice gamma nu este liniară, se utilizează coeficienți de conversie diferiți pentru diferite intervale de unități Hounsfield detectate de CT. Această corecție funcționează în general, dar poate da rezultate eronate în prezența materialelor cu un număr atomic ridicat (obiecte metalice, cum ar fi protezele), ducând la artefacte din imagine care nu pot fi corectate (și care trebuie interpretate ca atare de către nucleul nuclear doctor, poate folosind imagini incorecte de atenuare ca ajutor) ^[12] .

Anularea zgomotului

Numărurile „adevărate” detectate de mașină sunt cele care corespund unui eveniment real de anihilare, totuși este posibilă și detectarea numărărilor „false” datorate evenimentelor în care cel puțin unul dintre cei doi fotoni a fost deviat din cauza unei interacțiuni Compton cu mediul încrucișat. (eveniment împrăștiat ) sau datorită a 2 evenimente diferite care i-au determinat pe fotoni să interacționeze „întâmplător” în fereastra de timp de la capetele detectorului (evenimente aleatorii ). În timp ce evenimentele adevărate și împrăștiate se datorează evenimentelor de anihilare (ele sunt, prin urmare, numite evenimente prompte , adică „imediate”), acest lucru nu este valabil pentru evenimentele aleatorii. Cantitatea de evenimente prompte variază liniar cu activitatea administrată pacientului, în timp ce rata de evenimente adevărate pe împrăștiat nu. Mai mult, evenimentele împrăștiate conduc la o degradare a rezoluției spațiale a imaginii. Cel mai bun mod de a filtra evenimentele împrăștiate este să alegeți o fereastră adecvată de detectare a energiei (care exclude fotonii care au pierdut energie din cauza efectului Compton), dar este, de asemenea, posibilă reducerea acestor evenimente folosind o geometrie de achiziție 2D sau prin modele speciale. capabil să estimeze probabilitatea și să o scadă din rezultatul final folosind algoritmi iterativi. Aceste din urmă metode reușesc însă să scadă doar activitatea datorată evenimentelor împrăștiate, dar nu și zgomotului pe care acestea îl aduc în imaginea finală.

Evenimentele aleatorii nu se pot distinge din punct de vedere energetic de cele reale, dar este posibil să le limitați prin proiectarea tomografelor care au ferestre de timp reduse. Cantitatea acestor evenimente crește odată cu pătratul activității administrate, deci este foarte important dacă se administrează activitate ridicată. O altă metodă, care permite estimarea evenimentelor aleatorii și scăderea acestora, este deschiderea unei a doua ferestre de timp, mult după cea utilizată pentru achiziția de date și care, prin urmare, măsoară doar evenimentele aleatorii.

În sistemele cu geometrie 3D este mai ușor să obțineți evenimente împrăștiate și aleatorii, precum și să întâlniți erori din cauza timpului mort. O modalitate indirectă de a măsura calitatea achiziției în aceste cazuri este măsurarea ratei NEC ( Noise Equivalent Count rate ) care indică câte sunt adevăratele evenimente pe total pentru diferite valori de activitate din imagine. Folosind această procedură (standardizată) este posibil să se obțină o curbă (curbă NEC) care arată calitatea achiziției pentru diferite domenii de activitate. Folosind această curbă este posibil să alegeți cea mai potrivită activitate de utilizat cu tomograful aflat în posesia cuiva (corespunzător vârfului curbei) ^[13] .

Imagistica hibridă

Principalul avantaj clinic în obținerea imaginilor hibrid PET / CT SAU PET / RM este că imaginile obținute sunt perfect suprapuse (prin urmare, fiecare punct vizibil în imaginea CT sau MR este asociat în mod unic cu o valoare a numărului de PET). Prin urmare, în comparație cu realizarea unei co-înregistrări între PET și imaginile radiologice obținute de la mașini separate, nu există riscul de suprapunere a erorilor datorate mișcărilor voluntare și mai ales involuntare ale pacientului (de exemplu, peristaltismul intestinal, care poate deplasa buclele intestinale în peritoneul ). Utilizarea imaginii hibride face, de asemenea, posibilă efectuarea atât a investigațiilor PET, cât și CT sau RMN într-un singur examen (folosind mașini destul de performante și, eventual, colaborând cu un serviciu de radiologie ). În astfel de cazuri, totuși, este recomandabil să efectuați scanările cu mediu de contrast după cele PET (apoi efectuați o CT bazală, PET și în cele din urmă scanările de contrast) pentru a evita artefacte în procesul de corecție pentru atenuarea imaginilor PET ^[14] .

Metoda de achiziție

Imaginile PET pot fi achiziționate în moduri distincte, în funcție de întrebarea de diagnostic pentru care este necesară examinarea. Modurile disponibile sunt:

• achiziție statică
• achiziție dinamică
• achiziția totală a corpului
• modul listă de achiziții
• achiziție închisă

Înainte de a începe achiziția și după poziționarea pacientului pe mașină, datele de identificare ale pacientului, masa acestuia, activitatea radiofarmaceutică administrată și timpul de administrare trebuie introduse de pe consolă (esențiale pentru efectuarea măsurătorilor semicantitative ale absorbției regionale), orientarea corpului pe mașină (culcat / înclinat - capul în sau în afara tomografului) și dacă brațele sunt ridicate în spatele capului sau de-a lungul corpului. De obicei, brațele sunt ridicate pentru a reduce artefactele de atenuare de-a lungul trunchiului (pentru a face imaginile mai precise la nivelul acestor regiuni, de asemenea, deoarece analiza membrelor superioare nu este întotdeauna atât de utilă în oncologie), cu toate acestea aceste artefacte le pot prezenta ei înșiși dobândind în acest fel la nivelul gâtului și capului; în astfel de cazuri este posibilă repetarea scanărilor care vizează aceste niveluri prin coborârea brațelor.

O imagine de cercetare rapidă a întregului corp este apoi obținută folosind CT sau RMN, nediagnostică, dar utilă pentru verificarea poziționării pacientului pe mașină din nou și pentru definirea intervalului de achiziție. Odată ce acest lucru este făcut, scanarea CT sau RMN fără contrast este efectuată și scanarea PET este apoi începută, menținând pacientul în aceeași poziție. Protocoalele prestabilite sunt de obicei utilizate de către tehnicianul în radiologie medicală pentru a face procedura mai rapidă și mai puțin predispusă la erori ^[15] .

Achiziție statică

Este folosit pentru a studia o anumită regiune a corpului sau un anumit organ. Achizițiile de acest tip durează de obicei în jur de 10-15 minute și sunt utilizate pentru studiul creierului sau pentru efectuarea scanărilor țintite târziu către zone specifice ale corpului după efectuarea unui sondaj total al corpului ; de exemplu pentru o evaluare în timp a valorilor SUV-ului unei leziuni suspectate (dobândirea unui punct dublu ) sau pentru a verifica dacă o absorbție se datorează acumulării nespecifice de radiofarmaceutice (de exemplu, staza urinară în ureter ); în astfel de cazuri, aceasta se va schimba de fapt în poziție sau intensitate în a doua achiziție ^[16] .

Achiziție dinamică

Această metodă de achiziție (puțin utilizată în mediul clinic datorită timpului necesar, dar adesea utilizată în cercetarea științifică) permite studierea modului în care radiofarmaceutic se acumulează în timp într-o anumită zonă a corpului, chiar și din momentul injectării ( care se poate face și cu pacientul de pe mașină). Imaginile finale vor fi apoi „cadrele” 3D (cadru) care arată cum evoluează situația în timp (din acest motiv acest tip de achiziție se mai numește și 4D). Folosind aceste protocoale este posibil să se studieze farmacocinetica unui medicament radiofarmaceutic, să se calculeze valorile locale ale debitului extrem de precise (de exemplu, acest lucru este foarte util în domeniul cardiologiei) sau să se efectueze studii foarte precise asupra metabolismului sau legării către receptorii tisulari ai moleculei administrate, care pot fi folosiți și pentru a studia natura unei leziuni suspectate (de exemplu, benignitate vs malignitate). Adesea aceste date sunt analizate după reconstrucția lor folosind modele matematice complexe ^[17] .

Achiziția totală a corpului

Această modalitate este cea mai des utilizată în cadrul clinic pentru a obține imagini ale întregului corp (în special în oncologie). În acest caz, achiziția se realizează prin efectuarea a numeroase achiziții statice succesiv (numite și „paturi” în jargon, care au un FOV de o dimensiune definită), implicând în ordine diferitele segmente ale corpului. Pentru a corecta artefactele datorate radioactivității prezente în afara câmpului fiecărei vederi, „paturile” individuale se suprapun parțial (pentru a crește numărul de numărări în zonele de frontieră și, prin urmare, pentru a reduce zgomotul) ^[18] .

Achiziție mod listă

Folosind protocoale de mod listă , datele de achiziție sunt stocate într-o sinogramă care poate fi apoi procesată pentru a reconstrui imaginile în mai multe moduri diferite (de exemplu, este posibil, pornind de la aceleași date, să se obțină imagini statice sau dinamice). Principalul defect al acestui mod este că necesită multă memorie pentru a salva toate datele ^[19] .

Achiziție închisă

Acest mod de achiziție este de obicei utilizat pentru a studia organele interne în mișcare mai precis și fără artefacte (porți cardiace, sincronizate cu electrocardiograma pentru studiul inimii; porțiuni "respiratorii" sincronizate cu senzori speciali care detectează mișcările respiratorii, pentru studiul plămâni) Datele dobândite în acest caz sunt împărțite în cadre care la rândul lor sunt definite prin împărțirea în părți egale a mișcării periodice înregistrate de senzorul extern. Datele în acest scop pot fi stocate fie în spații de memorie diferite pentru fiecare cadru, fie mai bine într-o sinogramă creată cu metoda modului listă ; această ultimă strategie permite un control mai mare asupra achiziției, evitând obținerea de date inutilizabile dacă semnalul extern nu este periodic (de exemplu în prezența fibrilației atriale dacă se folosește gating cardiac). De fapt, folosind metoda modului listă , aceleași date pot fi utilizate în astfel de cazuri pentru a efectua o reconstrucție non-închisă a imaginilor. Trebuie avut în vedere faptul că creșterea numărului de cadre dacă, pe de o parte, permite corecția mai bună a mișcării organelor pacientului (și, prin urmare, obținerea de imagini vizuale mai bune, precum și permiterea unui studiu cantitativ mai precis) pe pe de altă parte, scade numărul de conturi pentru cadru unic, producând imagini mai zgomotoase ^[20] .

Verificări de calitate

Documentele NEMA NU 1 (1994) și 2 (2001) definesc referințele (valabile la nivel internațional) valabile pentru controalele de calitate ale tomografelor PET, fără a specifica totuși ce teste să se efectueze și cum să le efectueze. Definiția acestora variază de fapt de la tomograf la tomograf și este definită de producător. În majoritatea cazurilor, controalele de calitate se efectuează folosind proceduri automate și surse radioactive plasate în tigăi umplute cu apă ^[21] .

Notă

Bibliografie

• Duccio Volterrani, Paola Anna Erba și Giuliano Mariano, Fundamentele medicinei nucleare. Tehnici și aplicații , Springer Verlag , 2010, ISBN 9788847016842 .