Журнал «Травма» Том 19, №5, 2018

Молекулярна візуалізація — це діагностична візуалізація, що відображає характеристику та вимірювання біохімічних процесів на молекулярному і клітинному рівні у живих організмах. Даний діагностичний процес може бути або функціональним, таким як позитронно-емісійна томографія (ПЕТ), функціональна магнітно-резонансна томографія (фМРТ), магнітно-резонансна спектроскопія (МРС), або анатомічним, таким як комп’ютерна томографія (КТ) або магнітно-резонансна томографія (МРТ). Молекулярна візуалізація використовується для ранньої оцінки, стратифікації ризику, оцінки та спостереження за пацієнтами з серцево-судинними, онкологічними та неврологічними захворюваннями. Доступні технології можуть відрізнятися залежно від просторового дозволу, глибини проникнення, витрат енергії на формування зображення, біосумісності ін’єкційних молекулярних зондів та виявлення обмежувальних факторів молекулярних зондів. Кожна з цих діагностичних методик має свої переваги та недоліки перед іншою. Отже, існує потреба в об’єднанні двох або більше методів отримання додаткової інформації, яку інші методики не можуть собі дозволити. Дана технологія має назву «мультимодальна візуалізація» [1].

Позитронно-емісійна томографія — це неінвазивна діагностична методика обміну речовин, що відстежує фізіологічний стан і патофізіологічний процес на молекулярному рівні [12]. Цей метод молекулярної діагностики передбачає принцип ядерної візуалізації, оскільки він використовує радіологічні мітки. Методика заснована на позитронному розпаді, що дає пару гамма-променів, що відокремлені під кутом 180 градусів, які можуть бути зареєстровано сцинтиляційними детекторами [71]. Узагальнення електронної колімації робить ПЕТ більш чутливим методом серед усієї техніки ядерної візуалізації. Проте ПЕТ не надає жодної анатомічної інформації, що є її основним недоліком. З іншого боку, МРТ пропонує величезний 3D-контраст м’яких тканин з зазначеними рівнями констант часу релаксації T1 і T2. Це дозволяє МРТ бути пріоритетною технікою як першокласного методу вибору для виявлення та оцінки пухлини. Сила магнітного поля сканерів для людини знаходиться в діапазоні ультрависоких частот, що забезпечує структурну візуалізацію з більш високим просторовим розрізненням і контрастністю (залежно від рівня кисню в крові) [2]. Крім того, стовпчиковий рівень дозволу збільшує контраст зображення. Функціональна візуалізація за допомогою МРТ включає в себе дифузійно-зважену візуалізацію, МРС та перфузійно-зважену візуалізацію. Таким чином, методика МРТ забезпечує високу точність оцінки пухлинного процесу [30]. Однак чутливість та специфічність функціональної інформації, наданої МРТ, є мінімальними порівняно з ПЕТ. Навпаки, технологія МРТ має певну перевагу над КТ, оскільки вона позбавлена шкідливих випромінювань. Додатковою перевагою МРТ є те, що вона надає можливість корекції руху при відновленні анатомічної інформації [7].

Недавні дослідження в клінічних та доклінічних спостереженнях широко втілюють методики ПЕТ та МРТ незалежно від недоліків будь-якого з них. Таким чином, поєднання цих двох умов може забезпечувати кращий контраст м’яких тканин, унікальну гнучкість в параметрах збору даних для визначення характеристик тканин, звести до мінімуму вплив випромінювання з підвищеням чутливості для бажаних клінічних і наукових програм [3]. Методику ПЕТ/МРТ було запропоновано в 1990 році разом з пропозицією застосування ПЕТ/КT. Але ПЕТ/КТ почали застосовували раніше, ніж ПЕТ/МРТ, через різноманітні технічні проблеми, що пов’язані з поєднанням ПЕТ та МРТ як гібридної модальності [54]. На відміну від ПЕТ/КТ, методика ПЕТ/МРТ має більш якісний контраст м’яких тканин, низьку дозу випромінювання і може виконуватися на будь-якій частині тіла. Основним фактором застосування ПЕТ/КT є послідовний дизайн зображення, що включає в себе поєднання двох систем з наступною корекцією ослаблення інформації КТ через програмні модулі та викликає помилки через рух пацієнта між двома системами. ПЕТ/МРТ має високу потужність у багатьох клінічних і доклінічних дослідженнях. Клінічні програми пройшли широкі випробування в галузі онкології, кардіології, неврології та опорно-рухового апарату. Ця оглядова робота розглядає проблеми, пов’язані з процесом злиття ПET з МРТ та розвитком даних систем протягом багатьох років. Крім того, в огляді йдеться про опанування мультимодального зображення з корекцією ослаблення та методи реконструкції з метою отримання кількісного зображення. Отримані дані також сприяють вирішенню поточних проблем і майбутніх напрямів застосування ПЕТ/МРТ.

Дизайн ПЕТ/МРТ складний завдяки технічним проблемам, що викликані наявністю магнітного поля. Повністю інтегрована система повинна бути отримана, незважаючи на компроміс щодо ефективності будь-якої окремої схеми. Окрім програмованої пост-обробки, переважно використовуються конструкції з підходом послідовного та одночасного приєднання. При послідовних (тандемових) конфігураціях ПЕТ і МРТ застосовуються одна за одною у послідовності, після якої здійснюється спільна реєстрація програмного забезпечення. Послідовна методика проектування вважається економічним, симплексним дизайном з мінімізованою клаустрофобією через відокремлені модальності, мінімальним впливом магнітного поля з додатковим екрануванням [14]. Це рішення було запропоновано компанією Philips Healthcare, яка, як відомо, була однією з розробників ПЕТ/МРТ-систем [84]. Однак існує проблема виникнення артефактів внаслідок руху органів, а також потреба у значному просторі для розміщення величезних приладів ПЕТ/МРТ, що зазвичай потребує приміщення площею 4,3 × 13 м [83]. Отже, це виправдовує необхідність одночасного застосування модальностей зображень. Створення схеми одночасного застосування декількох модальностей має за мету поділити загальну діагностичну платформу для обох способів візуалізації. Таким чином, її можна отримати у двох режимах: ПЕТ-приставки МРТ-сканера та повністю інтегрованої системи. Цей підхід є превалюючим, оскільки він спрямований на мінімізацію завантаження системи. З іншого боку, дизайн повинен вирішити численні технічні проблеми, що пов’язані з сумісністю систем. Також є ряд фізичних проблем, що пов’язані з інтеграцією МРТ/ПЕТ-систем.

Незважаючи на існуючі особливості у фізичній взаємодії між двома системами, завдяки розміру і товщині блоків детекторів в ПЕТ основна мета дослідників полягала в досягненні високої продуктивності обох модальностей. Функціональність ПЕТ здійснювала вплив на дуже високе статичне магнітне поле, градієнтне магнітне поле та радіочастотні сигнали МРТ-системи.

Детектори блоку, що присутні в сцинтиляторі ПЕТ-системи, складаються з потоку електронів у фотоплитаторних трубах (ФПТ), на які впливають високим статичним магнітним полем МРТ. Траєкторія електронів між динодами відхиляється, що призводить до втрати інформації в певному регіоні [82]. Таким чином, трубки ФПТ повинні бути захищені за допомогою сталі [37]. Також ФПТ можна замінити світловими детекторами, такими як оптичні волокна, які мають кращу продуктивність в ділянці магнітного поля, оскільки в ньому містяться для реєстрації лише рентгенівські та гамма-промені. Проте довжина оптичного волокна викликає ослаблення сигналу [68]. Швидше за все, ФПТ можна було замінити на лабільні фотодіоди (ЛФ) і чутливі до ФПТ, щоб зробити його менш чутливим до великого магнітного поля [25, 77]. ЛФ можна безпосередньо підключити до кристалу сцинтилятора блочного детектора з коротким світловим провідником 1–2 мм, не чутливим до магнітного поля, однак дуже чутливим до температурних варіацій, та низьким коефіцієнтом посилення [56].

Градієнтні магнітні поля швидко змінюються із швидкістю 1 кГц для досягнення більшої глибини в товщі шкіри на більш низьких частотах, що викликає вихрові струми в ПЕТ-системах [40]. Впровадження вихрових струмів призводить до нагрівання та механічних коливань електричних механізмів ПЕТ-систем. Таким чином, високочастотна електроніка повинна бути захищена алюмінієм або міддю при підключенні до землі. Немагнітний і неферромагнітний характер міді дозволяє їй забезпечити близько 99 % електричної ізоляції навколо детекторів ПЕТ [55]. Через градієнтну послідовність чутливість системи ПЕТ/МРТ зменшується на 5–20 % [25]. Фотодетектор твердого тіла та інші електричні механізми, що розташовані ближче до градієнтної катушки, мають бути надзвичайно надійними [80]. 

Радіочастотні (РЧ) сигнали, що генеровані катушками передачі МРТ, викликають сприйнятливість електричних механізмів у системі ПЕТ при однаковій частоті електричних імпульсів [80]. Перешкоди радіосигналу можуть бути нівельовані шляхом зчеплення-роз’єднання РЧ-приймача, змінюючи тактові частоти та фазові співвідношення цифрових схем. Таким чином, РЧ-поле може бути оптимізованим для роботи з низькими частотами радіосигналу в МРТ-катушці. Це було виконано з використанням частотної та фазової комутації у ПЕТ-модулях [23]. І навпаки, наявність детекторів ПЕТ всередині магнітного отвору також впливає на магнітні властивості МРТ-системи.

Вплив компонентів ПЕТ-системи всередині отвору магніту впливає на рівномірність магнітного поля через незначні зміни магнітної сприйнятливості. Таким чином, це впливає на лінійність градієнтного поля [56]. Розміщення помірної кількості оптичних волокон не викликає значних змін у зображенні [8]. Також виникнення артефактів сприйнятливості можливо через металеві імплантати, що присутні в сусідньому ураженні при одночасному застосуванні модальностей ПЕТ/МРТ [84]. Крім того, вихрові струми спричиняють спотворення статичного магнітного поля та впливають на лінійність градієнтного поля [21]. Цей ефект можна відновити, використовуючи немагнітні матеріали в ПЕТ-детекторах для збереження однорідності магнітного поля.

МРТ-сканування має своєю задачею отримати МР-сигнал у відповідь на збудження за допомогою слабкого градієнтного поля, для чого потрібні високочутливі та специфічні котушки приймача. Також необхідні часові імпульси сучасної цифрової електроніки, що працює на високій частоті та захищена з метою запобігання втручанню в магнітне поле. Отже, це запобігає неодноманітності магнітного поля та утворенню вихрових струмів навколо провідного щита [82]. Також гамма-екранування, як правило, спричиняє спотворення та нелінійність через несприятливий вплив вихрових потоків [21, 84]. 

Спеціально розроблені для ПЕТ/МРТ-модуля ПЕТ-сканери розміщені всередині свердловини гнучкого магніту для одержання одночасної ПЕТ/КТ-візуалізації багатьох органів і систем. Основним фактором, який слід враховувати, є більш тривалий час здійснення МРТ відносно до КТ, що включає експозицію від 20 до 40 хвилин для різних послідовностей зображень, тоді як для типової системи КТ дана експозиція становить лише 15–60 с. Розширені ПЕТ-технології з 3D-сканером, часовим проміжком візуалізації (ЧВ) та більш довгим осьовим полем перегляду (ОПП) мають вищу чутливість та точність. Це зменшує час зйомки мозкового зображення на 3–15 хв та сканування всього тіла на 10–20 хв [38]. У послідовний час зйомки загальний час для одержання окремих МРТ/ПЕТ-зображень збільшується, тоді як час одержання одночасного зображення буде залежати від найнижчої модальності. З іншого боку, обговорення простору необхідне для проектування компактної діагностичної системи, оскільки модуль для послідовної комплектації має бути організований для мінімізації завантаження окремих систем [84].

Оптимальна інтегрована модель ПЕТ/КТ припускає наявність ПЕТ-детекторів, що суміщені з МРТ-модулем. Ефективним детектором для гамма-променів може бути сцинтилятор, який поєднаний із світловими направляючими, і фотодетектор. Крім того, адаптація та покращення цього стандартного дизайну може бути використана як ефективна складова сумісних з МРТ-модулем детекторів ПЕТ. Внаслідок слабкої ефективності фотопомножувачів (ФП) у магнітному полі МРТ попередні покоління ПЕТ-детекторів, сумісних з МРТ, мали на меті виділити ФП на певну відстань від магнітного поля [28, 41]. Вони були з’єднані через довгі оптичні волокна діаметром 1 мм для направлення оптичної енергії від сцинтилятора до ФП та використовували світлові направляючі [60]. Використання великих оптичних волокон призводило до втрати інтенсивності та тимчасової роздільної здатності завдяки втраті великої кількості фотонів. Ослаблення вздовж довжини волокна призводить до повільного зростання часу і зменшення тимчасової роздільної здатності [12]. Отже, це створює необхідність заміни ФП у блочних сповіщувачах ПЕТ із твердотільними фотодетекторами, що є новою підставою для посилення продуктивності ПЕТ/МРТ.

Напівпровідниковий пристрій, що створює високополевий регіон при підключенні до нього зовнішнього джерела напруги, називається твердотільним фотодетектором. Він має більш високу квантову ефективність, ніж звичайні ФП [69]. Два відповідних види для системи ПЕТ/МРТ — лабільний фотодіод і фотодетектор кремнію (ФК). Приріст ЛФ насичує при 9,4 T незалежно від орієнтації [56], у той час як це явище можна спостерігати в ФК при 7 T [21].

ЛФ мають підвищену чутливість до температурних коливань, кращу толерантність проти сильного магнітного поля. Таким чином, цей чинник використовується для розташування детектора у дуже високому магнітному полі, що властиве для МРТ, що створене за допомогою короткого оптичного волокна (1–2 мм) для запобігання втраті фотонів. Тим самим це збільшує інтенсивність електричної енергії від оптичного джерела в магнітному полі. Поряд із цими особливостями ЛФ мають менший розмір, гнучкі у дизайні та розширюють осьові та трансаксіальні модальності ПЕТ у гібридному сканері [55]. Проте показник низького коефіцієнта посилення датчика зумовлює використання попередніх підсилювачів та інших схем кондиціонування сигналу [33]. Крім того, інтерференція електронних шумів повинна бути припинена завдяки використанню захисного середовища навколо нього. Однак використання екранування передбачає вплив вихрових струмів. Окрім того, процес лавинного розмноження в ЛФ викликає зменшення роздільної здатності син-хронізації до приблизно 1,8 нс, тим самим запобігаючи його використанню з додатками ЧВ [25]. Незважаючи на цей недолік, ЛФ був використаний останнім часом у багатьох модальностях, хоча ФК мав більш високу продуктивність.

ФК працює за принципом розряду Гейгера [57]. Динамічний діапазон детектора може бути підвищений за рахунок збільшення кількості клітин у визначеній області. Іноді візуалізація погіршується через шумовий внесок від оптичного перехрестя [28]. Температурний чинник також впливає на розрахунки детектора [41]. Індукція температури обумовлена швидким перемиканням градієнтного магнітного поля та послідовностей імпульсів [45]. Чинник високого коефіцієнта посилення та час відгуку з цифровим фронтальним електронним пристроєм у присутності магнітного поля використовуються для виявлення фотонів з роздільною здатністю часу 100 пс повної ширини на половину максимуму [4]. Внаслідок нульового впливу магнітного поля на роздільну здатність та інтенсивність застосування ФК має більше технічних переваг перед ЛФ [28]. 

Явище циклічного поля полягає в переході між поляризованим (сильним) і зчитаним (слабким) магнітним полем [27]. Спочатку виникає поляризація поля силою 1 Т, що встановлена на короткий час (менше ніж 1 с), з наступним вимкненням, щоб розпочати зчитування поля, завдяки чому відбувається надбання зображення [72]. Таким чином, контраст зображення можна збільшити, збільшивши частоту перемикання між сильним і слабким магнітним полем. Це явище використовується головним чином у МРТ-сканері для малих тварин. Він також може бути використаний у гібридній системі послідовної ПЕТ/МРТ-візуалізації як поняття, що відповідає підсистемі ПЕТ у проміжку сильного магніту [24]. Також концепція позбавляє оптичних волокон ФП в сцинтиляційному кристалі, щоб зменшити втрату світла за рахунок магнітного поля [4]. Через швидке перемикання магнітного поля на високій частоті це спричиняє погіршення функціонування ПЕТ-подвійної модальності [24].

Паралельну систему ПЕТ/МРТ-візуалізації для зображення головного мозку вперше запропоновано в 2007 році, де ПЕТ-систему з радіочастотною катушкою було встановлено всередині отвору магніту [64]. Цей модуль дизайну приймається Siemens спеціальною вставкою мозку, використовуючи магнітне поле 3 Т [13]. Високої роздільної здатністі ПЕТ-детекторів було досягнуто за допомогою детекторів на основі лютецію ортосилікату (ЛО) та ЛФ, та було застосовано в невеликій тваринній системі за принципом Тюбингена. Модуль сповіщувача складався з масиву ЛО розміром 2,5 × 2,5 × 20 мм3, що прикріплений до магнітопроводу розміром 5 × 5 мм2 [17]. Використання ЛФ обмежує застосування ЧВ. Квадратний передавач або приймач кругової поляризованої головної котушки використовується для зменшення впливу гамма-фотонів затухання. Втручання основного магнітного поля та градієнтного поля з функціонуванням ПЕТ-системи настільки мінімальне, що його можна використовувати при фМРТ та МРС [78]. З іншого боку, чутливість ПЕТ-детектора нівелюється через різну картину послідовностей МРТ. Ті ж інструменти застосовуються для сили магнітного поля в діапазоні ультрависоких частот для дослідження мозку людини в межах 9,4 Т, що збільшує просторову роздільну здатність гібридної системи [66]. Успіх цього наблизився до дизайну, який використовував систему МРТ силою магнітного поля в 3 Т. Таким чином, паралельне відтворення зображення з використанням цієї технології призвело до спотворення візуалізації через радіочастотне втручання та вихрові струми.

Зображення всього тіла має на меті екранувати всю частину тіла для отримання диференційованої діагностичної інформації через 3D-візуалізацію. Використання цієї гібридної модальності посилює функції зображення з високою просторовою та часовою роздільною здатністю. Це може бути отримано за допомогою послідовних або одночасних модальних зображень. Незважаючи на те, що послідовна система не забезпечує високу часову роздільну здатність, проектування системи є досить простим. Крім того, вона забезпечує потенційне клінічне застосування для багатоцільових зображень, таких як корекція атенюації МРТ (КАМРТ) [73]. Ця система використовує однакові пристрої для обох способів, з якими КАМРТ можна було б здійснювати з котушками МРТ або без них. Якщо зображення отримано за допомогою МРТ, котушку потрібно зняти перед дослідженням з застосуванням ПЕТ. Першу комерційно доступну послідовну систему ПЕТ/МРТ для застосування у людини було прийнято компанією Philips Healthcare, яка включала в себе 3 МРТ для дослідження всього тіла і ПЕТ-систему, що задовольняє вимогам ЧВ [26]. Кушетка може бути ковзаючого типу, що дає можливість отримувати зображення з меншим рівнем сканування, хоча більша частина електроніки ПЕТ виведена за межі МРТ. Одночасне отримання зображення забезпечує верхню межу поля візуалізації, яка відповідає кільцевому діаметру трансаксіальних ОПП у 59,4 см в свердловині підсистеми МРТ. Підсистема МРТ діє як автономна система для додаткових програм, таких як фМРТ та МРС [43]. 

Незважаючи на різноманітні інновації у способах візуалізації, отримання діагностичних даних також передбачає такі способи попередньої обробки, як корекція зображень для отримання кількісної діагностичної інформації [59]. Прийоми попередньої обробки повин-ні бути узгодженими з метою отримання якісної візуалізації.

Деградація зображень ПЕТ відбувається, головним чином, через розсіювання та ослаблення 511 кеВ гамма-променів [5]. Ступінь згасання і точність визначення затухання залежить від об’єму об’єкта візуалізації [83]. Проте у випадку ПЕТ/МРТ згасання пов’язане з апаратними та МРТ-котушками. Таким чином, це може призвести до зниження інформативності ПЕТ-візуалізації [39]. Будь-яка методика корекції ослаблення має споживати мінімальний час, оскільки відображення здійснюється одночасно з отриманням даних ПЕТ-візуалізації [84].

Перевага спільної реєстрації даних ПЕТ-візуалізації та структурного зображення МРТ-детекції дозволяє корегувати ослаблення сигналу одночасно з отриманням ПЕТ-зображення [79]. Різниця в частоті протонів Лармора, присутніх у водному середовищі та жировій тканині, може бути використана як відмінний фактор для МРТ-візуалізації [46]. При анатомічній кореляції ПЕТ-позитивних уражень послідовність зображень ПЕТ/МРТ-детекції може замінити функцію низькодозової КТ у багатьох додатках, крім застосування з метою корекції ослаблення.

Тим самим мінімізуються вимоги щодо інших послідовностей у ділянках тіла, які не можуть бути повністю охоплені діагностичними МРТ-послідовностями [20], та забезпечується анатомічна інформативність, що координована з локалізацією поглинання ПЕТ-детекції [31]. Однак даний метод не може бути використаний для візуалізації кісткових уражень, хоча дозволяє отримувати інформацію щодо сегментарної структури легень за допомогою детекції малої інтенсивності [65]. Але в нещодавньому дослідженні [44] проводиться новий гібридний метод ZTE (Zero Echo time — нульовий ехо-час)/МРТ з послідовністю Діксона, що включає оцінку щільності кісток для ПЕТ/МРТ-візуалізації. Це допомагає кількісно оцінити наслідки послаблення сигналу в кістковій тканині при метастатичних ураженнях в області таза. Оскільки щільність кістки визначається зворотно пропорційною сигнальній інтенсивності ZTE, цей метод дозволяє кількісно визначити кісткову тканину, яку неможливо диференціювати при дослідженні з типовою послідовністю Діксона. 

Таким чином, недоліки Діксона можна подолати, використовуючи ультракороткий час ехо-послідовності (UTE). Ці послідовності використовуються для спостереження за тканинами з більш швидким T2 часом релаксації. Він забезпечує візуалізацію кісткової тканини досить високої інтенсивності. Ця методика корекції ослаблення базується на отриманні сигналу МРТ для двох різних ехо-імпульсів. Дана послідовність МРТ також називається подвійним ехом ультракороткого ехо-часу, коли для отримання одного зображення використовується пара ехо-імпульсів [35, 39]. 

Альтернативний підхід до корекції ослаблення на основі МРТ полягає в тому, щоб отримати інформацію ПЕТ через короткий час сканування. Методика широко використовується для автономних систем зображень ПЕТ, оскільки забезпечує лінійний коефіцієнт ослаблення при 511 кеВ. Вона також використовується для визначення коефіцієнта лінійного ослаблення об’єкта в межах FOV, який не може бути отриманий методами на основі МРТ [49]. Однак існують певні особливості з використанням цього методу, такі як шумові зображення передачі через обмежені статистичні дані, швидкість підрахунку ПЕТ-модальності, малий розмір отвору ПМТ/МРТ порівняно з автономною ПЕТ-системою, більш тривалий час отримання інформації [49]. Методика забезпечує отримання адекватної інформації для картографування ослаблення за допомогою ітеративних методів відновлення. Це застосовується лише для систем з TOF, таких як Philips TOF ПЕТ/МРТ та GE TOF-ПЕТ/МРТ [8]. Також існує інший підхід з використанням магнітного поля в МРТ для введення пучків позитрона з зовнішнього випромінювального джерела без будь-якого екранування. Це цікава техніка, вона використовує компактне джерело передачі, оскільки джерело передачі формується з позитронних пучків. З іншого боку, метод емісії використовує певні алгоритми, такі як максимальна вірогідність реконструкції загасання та активності, яка була введена до пропозиції інтегрованого методу ПЕТ/МРТ [53]. Отже, інформація TOF може бути унікальним рішенням для корекції ослаблення [15] та емісії [61]. Таким чином, це дає змогу візуалізувати весь організм у присутності металевих імплантатів [22]. Оскільки в нього є інтегрований не-TOF ПЕТ/МРТ-сканер, він може виконувати метод імпортування для об’єднання реконструкції радіоактивності та даних стосовно форми та коефіцієнта лінійного ослаблення металевого імплантату. Однак ця методика має багато пов’язаних з нею обмежень, таких як неможливість поглинання РЧ-імпульсів у всіх регіонах для визначення коефіцієнтів ослаблення різноманітних осередків [9].

Покращення якості зображень ПЕТ у ПЕТ/МРТ-візуалізації може бути досягнуте з метою отримання високого ступеня анатомічної роздільної здатності, а також доцільно для нівелювання рухових артефактів МРТ-зображень [18]. Для реалізації цього задуму існує дві загальноприйнятих методики.

1. Моделювання дозволів. Ефект часткового обсягу отримання діагностичних даних відбувається як наслідок обмеженого просторового дозволу [47, 63]. Таким чином, реконструкція через ПЕТ може бути модифікована та імпровізована, використовуючи деталі, що отримані від структурного зображення МРТ-візуалізації [51]. Фактично висока роздільна здатність детекції головного мозку може бути досягнута за допомогою спільної ПЕТ/МРТ-детекції у системі одночасного отримання даних [74]. 

2. Корекція руху. Наявність рухомих артефактів руйнує роздільну здатність зображення ПЕТ. Жорсткі рухи, що пов’язані із зміною положення тіла, а саме рухами голови та тіла, корегуються під час процесу візуалізації. З іншого боку, може бути наявність нежорстких рухів зміни форми, а саме артефактів дихання. Незважаючи на те, що рух пацієнта може бути стиснутим, нежорсткі рухи можуть бути нівельовані за допомогою використання методу «стрибка» або інших методів корекції руху. Під час аналізу дані з режиму списку відокремлюються як дихальна або серцева фаза. Співвідношення сигнал/шум нівелюється в наведених зображеннях. Трансформацію можна здійснити лише після завершення процесу реконструкції. Отже, зображення з різних станів угруповання деформуються до еталонного стану і корегуються [19] або під час, або до застосування методів відновлення [12, 81]. Трансформація виконується з використанням полів деформації, яка походить від даних ПЕТ шляхом спільної реєстрації реконструйованих станцій переміщення. На жаль, даний підхід обмежений через відсутність анатомічної інформації при ПЕТ-візуалізації. 

Сегментація модальностей ПЕТ/МРТ є підходом до дискретизації структурних зображень [8]. Це дозволяє проводити ідентифікацію різних осередків дослідження та класифікувати тканини на основі послідовності імпульсів, що використовуються в МРТ. Окрім наявності недоліків цього методу, він включає в себе неналежне позначення осередків дослідження та неможливість обліку значень ослаблення, оскільки воно постійно змінюється залежно від товщини тканини [39]. Також дані МРТ не можуть бути використані безпосередньо для корекції ослаблення, бо вони не можуть забезпечити лінійні коефіцієнти ослаблення на відміну від КТ. Тому ці ефекти можна кількісно визначити шляхом сегментування карток ослаблення, що містить стандартизоване включення радіофармпрепарату (СВР). При аналізі діагностичних даних ПЕТ/КТ карта ослаблення для даних КТ отримується шляхом білінійної трансформації та базується на визначенні інтенсивності векселів [50]. Було відзначено, що використання карти ослаблення на основі МРТ призводило до зміни середньої величини СВР на 2,3 % для 6 метастазів лімфатичних вузлів порівняно з результатами, отриманими за допомогою корекції ослаблення на базі КТ [46]. Методи сегментації можуть бути різноманітними — від простих порогів до складних морфологічних операцій. Найбільша перевага даної методики полягає в тому, що вона може відображати різні форми та положення органів у тілі, а недолік — в складності ідентифікації та класифікації тканин у реальному часі. Сегментаційний підхід з використанням нечіткої кластеризації для сегментування зважених зображень T1 застосовували для візуалізації носових синусів, черепа, тканин мозку [84]. Інші автори [67] використовували протокол дослідження головного мозку для класифікації патологічних процесів кісток, м’яких мозкових тканин на основі коефіцієнта ослаблення [42]. Група дослідників [75] використовувала сегментаційний підхід для аналізу даних стосовно позамозкових осередків. Цей підхід використовував нейтральні мережі для диференціювання сірої та білої речовини, жирової тканини та спинномозкової рідини [75].

Незважаючи на перспективність гібридної модальності ПЕТ/МРТ, існує багато питань, які необхідно вирішити перед впровадженням та широким використанням даного модуля для клінічного застосування [11]. Доведено важливість значення програмного забезпечення, що складається з кореєстрації для одночасної ПЕТ/МРТ-візуалізації і є економічно ефективним. Необхідна економічно ефективна одночасна та послідовна модульна система [46]. Незважаючи на те, що модальність ПЕТ/МРТ дорожче, ніж ПЕТ/КТ, існує можливість одночасного отримання діагностичних даних та висока ефективність діагностичної візуалізації низькодиференційованих лімфом. У випадку послідовного режиму ПЕТ/МРТ дана модальність має тенденцію до отримання артефактів руху органів. Слід зазначити, що генотоксичний потенціал іонізуючого випромінювання збільшується в низькочастотному статичному магнітному полі [19, 48, 76]. Тому необхідно провести ще ряд досліджень для оцінки ПЕТ-радіонуклідів, що застосовують для ПЕТ/КТ-візуалізації. Розмежування анатомічної структури відбувається при застосуванні високого рівня напруженості магнітного поля — близько 7 Т [36, 70]. Дозування випромінювання слід оцінювати порівняно з ПЕТ/КТ-детекцією. Окрім мультимодальних зображень, для кращого розуміння патологічного процесу та розробки стратегії лікування потрібна велика кількість біомаркерів з різних модальностей, включаючи молекулярні, морфологічні, генотипування тощо [34]. Таким чином, ефективне поле нанотерапевтичних засобів надає широкі можливості щодо маркування мультимодальних біомаркерів, особливо з метою клінічного застосування. Поняття додаткової інформації набуває значення в контексті застосування декількох візуалізуючих агентів для одночасного оцінювання двох параметрів патологічного процесу. Ці бімодальні агенти в перспективі необхідно застосовувати в наномолярних концентраціях при виконанні ПЕТ з конт-растуванням. Мілімолярні концентрації МР конт-растного агента застосовують для отримання більшої чутливості зображення [58]. Дослідження цих різноманітних інтерфейсів дозволяє розробляти прогностичні зв’язки між структурою та функцією, які визначаються наноматеріальними властивостями, такими як розмір, форма, хімічна структура поверхневого покриття [52]. Наприклад, катіонні частинки або частинки з високою поверхневою реактивністю, швидше за все, є токсичними, ніж більші відносно гідрофобні або низькодисперсні частинки, які швидко і безпечно видаляються ретикулоендотеліальною системою [10]. Крім того, катіонні частинки сприяють посиленому впливу проникнення і, отже, є оптимальними для доставки хіміотерапевтичних лікарських засобів до пухлинного вогнища, загалом мають середні розміри та відносно нейтральні поверхневі заряди [6]. Таким чином, біомолекулярне/фармакологічне визначення кінетичних властивостей нанопроб є головною проблемою в клінічних дослідженнях. Для вирішення цього питання було розроблено модуль «Віртуальний експеримент», який дозволяє користувачам вивчати вплив біохімічних/фармакокінетичних параметрів на кінетику трасування тканин за допомогою комп’ютерного моделювання [32]. Крім того, ці мультимодальні властивості повинні бути спеціалізованими, з штучним інтелектом та модулями нейронної мережі. На додаток до низької чутливості МРТ, технічні та тимчасові обмеження ускладнюють виконання МРТ-детекції всього тіла. Таким чином, радіонуклідний сигнал бімодальних агентів може бути використаний для виявлення вогнищ з низьким рівнем поглинання або осередків, що розташовані за межами поля зору МРТ, з метою виконання МРТ-візуалізації високої роздільної здатності [62]. Крім того, більший час реєстрації зображення всього тіла, за допомогою специфічних для органів зображень МРТ, є критичним завданням, проте швидка множинна візуалізація осередків дослідження дозволяє з високою точністю та ефективністю отримати інформацію щодо анатомічної локалізації патологічних ділянок. Крім того, для оптимізації діагностичної візуалізації слід оцінити протокол ін’єкції радіологічного ліганду та параметрів зйомки зображення. Також необхідна розробка інструкцій з радіологічної та технічної безпеки для клінічного застосування діагностичних процедур у системі конт-ролю якості. Лікарі, медичні фізики, технологи та оператори повинні бути сертифіковані відповідними органами з ядерної безпеки та радіаційної медицини. Таким чином, різноманітні питання стосовно безпеки та етики, пов’язані з ПЕТ/МРТ-візуалізацією, повинні бути належним чином визначеними для подальшого застосування у різноманітних галузях діагностичних досліджень.

ПЕТ/МРТ-візуалізація забезпечує поєднання отримання анатомічного, метаболічного та молекулярного зображень, що виявляється кращим, ніж ПЕТ/КТ-детекція або автономне ПЕТ-дослідження. Отримання діагностичних даних, включаючи корекцію ослаблення та техніку реконструкції, є недостатнім для отримання оптимальних значень діагностичної інформативності. Крім того, необхідна розробка нових технологій на основі програмного забезпечення для чіткого визначення етіології захворювань. ПЕТ/МРТ-візуалізація забезпечує кращу продуктивність з точки зору диференціювання патологічного процесу, практичності та технічних можливостей. Це також економічно ефективна діагностична система, оскільки є доступною для пацієнтів. Це є перспективною ознакою щодо зниження необхідності проведення окремого сканування лише за допомогою ПЕТ/МРТ-детекції [16]. Розвиток ПЕТ/МРТ-візуалізації відіграє важливу роль у галузі нейрохірургії, онкології, опорно-рухового апарату тощо, таким чином, може розглядатись як сучасний мультимодальний діагностичний метод додаткової гібридної візуалізації. Однак питання діагностичного застосування ПЕТ/МРТ-візуалізації і надалі потребує подальших досліджень щодо інших можливих способів впровадження ПЕТ/МРТ для нових доклінічних і клінічних випробувань.

Конфлікт інтересів. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів при підготовці даної статті.