Кратко и понятно — по пунктам.

1) Почему используются именно те или иные радионуклиды

В ПЭТ нужны β+‑излучатели $позитроны$. Критерии выбора:
полураспад $T1/2$ должен быть сопоставим с временем синтеза меченого соединения, вводом пациенту и биохимией препарата $F‑18:110мин—универсалендляхимиииклиники;C‑11:20мин—хорошодляметаболитов,нотребуетближайшегоциклотронa;O‑15:2мин—дляперфузии;Ga‑68:68мин—доступенизгенератораиудобендляпэт‑молекул$;энергия позитрона $максимальная/средняя$: чем ниже энергия, тем меньше пробег позитрона в ткани и тем выше потенциальное пространственное разрешение $F‑18даётлучшееразрешение,чем11Cили68Gaсболеевысокимиэнергиямипозитрона$;химические свойства и возможность связать ядро с нужным биомаркером $FDG—F‑18,аммиакN‑13длямиокарда,68Ga‑DOTAдлясоматостатиновыхрецепторовит.п.$;доступность: циклотрон, генераторы $Ge‑68/Ga‑68$ и экономическая целесообразность;доза пациенту: более короткий период полураспада уменьшает длительную экспозицию, но требует быстрой работы.

2) Физика аннигиляции и почему регистрируют два гамма‑кванта

После β+‑распада ядро испускает позитрон. Позитрон теряет энергию в веществе, замедляется и аннигилирует с электронами в молекулах.Наиболее вероятный канал аннигиляции — образование двух гамма‑квантов по ~511 keV, которые испускаются примерно в противоположных направлениях $приблизительно180°$. Благодаря закону сохранения импульса два фотона имеют суммарный импульс/энергию.Детекторы по окружности регистрируют одновременные $коинциденционные$ события двух 511 keV фотонов. Если два детектора зафиксировали кванты в пределах короткого временного окна $коинциденция$, считается, что аннигиляция произошла где‑то на прямой между ними — line of response $LOR$.Эта информация $множествоLORизразныхуглов$ используется алгоритмами реконструкции, чтобы восстановить пространственное распределение активности.

3) Как реконструкция и TOF работают вкратце

Классические алгоритмы: фильтрованная обратная проекция $FBP$ и итерационные методы $MLEM,OSEM$. Итерационные дают лучшую шумовую и количественную точность и позволяют учитывать корректировки $аттенюация,рассеяние,случайныесовпадения$.Time‑of‑flight $TOF$ PET: если измеряется разница во времени прихода двух фотонов, можно локализовать точку аннигиляции вдоль LOR: Δx = c·Δt/2. Современные клиники имеют разрешение по времени ~300–500 пс $\Delta x4.5–7.5см$, что не даёт точной локализации, но значительно повышает отношение сигнал/шум при реконструкции.

4) Ограничения по пространственному разрешению $физическиеитехнологические$ Основные факторы, определяющие разрешение ПЭТ:

пробег позитрона $positronrange$. Позитрон пройдёт в ткани до аннигиляции: для F‑18 средний пробег ~0.2–0.6 мм, для более энергичных изотопов $11C,68Ga,82Rb$ — значительно больше. Это даёт базовую размытую «фазу».неколлинеарность $acollinearity$ двух фотонов: из‑за начального импульса системы электрон‑позитрон пары направления фотонов отклоняются от строго 180°. Угол разброса порядка ~0.5°; для типичной телескопической установки диаметром 80–90 см это даёт вклад в несколько мм $приблизительно2–4мм$.размер и конструкция детекторов $кристаллов$, включая глубину взаимодействия $DOI$. Размер элементов массива $например4\times 4мм,2\times 2ммит.п.$ ограничивает пространственную выборку. Отсутствие измерения глубины взаимодействия вызывает эффект при больших углах падения и ухудшение разрешения по краям поля обзора.статистика отсчётов $числозарегистрированныхсобытий$: при низкой активности или коротком времени сканирования шум увеличивается и эффективное разрешение падает.движение пациента $дыхание,сердце$ приводит к размытию.
Итоговые типичные числа:клинический ПЭТ без МРТ/спец доработок: пространственное разрешение порядка 4–6 мм $FWHM$ в практических условиях;современные системы с мелкими кристаллами + коррекции + TOF: ~2–4 мм в центре поля;доклинические $малыеживотные$ ПЭТ‑сканеры: ~1 мм.
Фундаментальные пределы заданы пробегом позитрона и неколлинеарностью — даже при бесконечно маленьких детекторах нельзя получить разрешение лучше, чем эти эффекты позволяют.

5) Чем ещё ограничивается качество изображений

рассеянные кванты $Comptonscatter$: часть фотонов рассеивается в теле, изменяет энергию и направление — вносят фоновый шум и ошибочные LOR; используются энергийные окна и алгоритмы коррекции;случайные совпадения $randoms$: два независимых фотона от разных аннигиляций попали в окно коинциденции → ложные LOR; растут как квадрат потока одиночных событий и зависят от времени коинциденции;затухание $attenuation$: часть 511 keV фотонов поглощается в теле — без коррекции изображение будет искажено. Поэтому в PET/CT делают КТ‑скан для карты аттенюации и корректируют.насыщение и время мёртвого времени детектора при больших активностях.

6) Доза пациенту — типичные значения и ограничения

Доза зависит от введённой активности и вида радионуклида, плюс вклад от сопутствующего КТ $вPET/CT$.Типичный протокол FDG‑PET: взрослому вводят порядка 200–400 МБк $обычно370МБк,10мCi$. Эффективная доза от 370 МБк FDG примерно 6–8 мЗв $зависитотпола/метаболизма$. Общая доза PET/CT $включаяКТ$ может быть 10–25 мЗв в зависимости от параметров КТ.Для других изотопов: O‑15 и 82Rb имеют краткие периоды полураспада и требуют больших активностей для получения статистики, но суммарный эффективный вклад может быть сравнимым или ниже, т. к. быстро распадаются; длительно удерживающиеся изотопы $например89ZrдляиммуноПЭТ$ дают большую дозовую нагрузку на пациента.Ограничения клинически: принцип ALARA $AsLowAsReasonablyAchievable$ — минимальная доза, достаточная для диагностической точности. Для педиатрии — отдельные пониженные нормы.Доза влияет на соотношение сигнал/шум: уменьшение активности уменьшает статистику, ухудшает качество и точность количественных показателей $SUV$.

7) Практические следствия и компромиссы

При выборе радионуклида и активности балансируют между необходимым временем химии/распространения, пространственным разрешением $энергияпозитрона$, дозой пациенту и доступностью изотопа.Для мелких/малых очагов использование F‑18 предпочтительнее из‑за лучшей разрешающей способности; для специфической таргетной визуализации используют подходящие мишени $PSMA,DOTATATEит.п.$.TOF и продвинутые итерационные алгоритмы позволяют снизить вводимую активность или сократить время сканирования при сохранении качества.

Короткий итог

ПЭТ регистрирует пары 511 keV фотонов от аннигиляции позитрона и по коинциденциям строит линии отклика, которые реконструируют распределение меченого вещества.Выбор радионуклида определяется временем полураспада, энергией позитрона $влияетнаразрешение$, химическими свойствами и доступностью.Пространственное разрешение ограничено пробегом позитрона, неколлинеарностью фотонов, размерами детекторов и движением; в клинике ~4–6 мм, лучшие системы ~2–3 мм.Доза зависит от введённой активности и вида изотопа; типичный FDG‑PET даёт эффективную дозу порядка нескольких мЗв $\pm КТ$, и действует принцип ALARA.

Если хотите, могу: привести сравнение конкретных изотопов с числами по энергии позитрона и среднему пробегу, или показать, как именно TOF улучшает SNR численно.