Загальні відомості про радіонуклідні методи діагностики

Особливості та фундаментальні основи методу радіонуклідної діагностики. Критерії вибору радіонукліду. Ізотопи та радіофармпрепарати для радіонуклідної діагностики та позитронної емісійної томографії. Отримання зображень за допомогою радіоізотопів.

Надіслати свою гарну роботу до бази знань просто. Використовуйте форму нижче

Студенти, аспіранти, молоді вчені, які використовують базу знань у своєму навчанні та роботі, будуть вам дуже вдячні.

Просторова роздільна здатність та ефективність конструкції коліматора з паралельними отворами можна пов'язати з розмірами коліматора. Якщо L - довжина отвору, d - його діаметр, а z - відстань від джерела до коліматора, то просторова роздільна здатність коліматора Rc дається виразом:

Звідси випливає, що просторова роздільна здатність покращується зі збільшенням довжини отворів або їх числа на одиницю площі коліматора при оптимальній товщині септи. Таким чином, чим більше отворів меншого діаметру можна розмістити на одній і тій же площі, тим вище роздільна здатність. Крім того, дуже суттєво те, що просторовий дозвіл можна підвищити, якщо зменшити відстань між джерелом та поверхнею коліматора.

Геометрична ефективність g коліматора визначається виразом:

де t – товщина свинцевої септи між отворами, K – постійна, яка залежить від форми отвору (наприклад, для шестигранних отворів, розташованих у вузлах гексагональної матриці, К = 0,26). Слід зазначити, що у разі точкового джерела, що знаходиться в повітрі, величина g не залежить від відстані між джерелом та коліматором, оскільки квадратична залежність у знаменнику (2) компенсується зростанням експонованої площі детектора.

Збираючий коліматор звеликою кількістю отворів дає найкраще поєднання високої роздільної здатності і чутливості, що досягається рахунок зменшення поля зору системи, і навіть, ціною певних спотворень зображення. Колійатор, що розсіює, з великим числом отворів забезпечує велике поле зору, особливо при роботі з гамма-камерою з малою площею детектора. Однак у цій конструкції як просторовий дозвіл, так і чутливість знижено, а наявність залежності збільшення від глибини призводить до спотворень у зображенні.

Сцинтиляційні кристали. У більшості гамма-камер застосовуються тонкі (товщиною 6 - 12 мм) поодинокі сцинтиляційні кристали йодистого натрію, активованого талієм NaI(Tl). Ці кристали великого діаметра (до 50 см) випромінюю світло в синьо-зеленій області спектру (близька довжини хвилі 415 нм), що узгоджується зі спектральною характеристикою стандартних біщенкових ФЕУ. Вони характеризуються великим атомним номером та високою щільністю, причому їхній лінійний коефіцієнт поглинання випромінювання при енергії 150 кеВ становить 2,22 см -1. Таким чином, в кристалі товщиною близько 10 мм поглинається 90% m-квантів з енергією 150 кеВ. Час висвічування для кристала дорівнює 230 нс, що дозволяє досягти швидкостей рахунку близько кількох десятків тисяч відліків за секунду без зміни властивостей сцинтилятора. Кристал NaI(Tl) має найбільший світловий вихід із усіх найбільш відомих неорганічних сцинтиляторів (табл.1) і добре пропускає власне випромінювання. Незважаючи на гігроскопічність і, отже, необхідність герметизації, цей кристал практично незамінний при енергіях m-випромінювання близько 100 кеВ. Роздільна здатність енергії для тонких кристалів NaI(Tl) становить 10 - 12% при енергії 150 кеВ.

Рисунок 12. Сцинтиляційні кристали вольфрамату свинцю

Світловод. Через високий коефіцієнт заломлення кристала NaI(Tl) рівного 1,85, для оптичного сполучення сцинтилятора та ФЕУ необхідно застосовувати світловод.

Це зменшує втрати світла при його проходженні до ФЕУ, оскільки світловоди виготовляють із прозорої пластмаси з коефіцієнтом заломлення, близьким до 1,85, яке форму ретельно підбирають відповідно до конфігурацією фотокатода ФЕУ. Крім того, застосування світловода дозволяє зменшити флуктуацію в ефективності знімання світла поверхнею сцинтилятора. Останнім часом замість світловода почали застосовувати мікропроцесорну систему корекції зображення.

Малюнок 13. КИВЛ-01 одноразовий світловод з голкою для влок.

Призначений щодо процедур внутрішньовенного опромінення крові.

Фотопомножувач. Оптимальною конфігурацією з точки зору щільної упаковки фотопомножувальних трубок (з круглим або гексагональним перерізом) на поверхні круглого сцинтиляційного кристала є гексагональна матриця, що складається з 7, 19, 37, 61 і т.д. ФЕУ. Спектральна характеристика фотокатода ФЕУ узгоджується зі спектром світлового випромінювання сцинтилятора шляхом введення матеріалів для лущення (таких, як SbK2Cs). Фотопомножувальні трубки ретельно підбираються за коефіцієнтом посилення для того, щоб спростити регулювання ФЕУ для отримання однорідного розподілу чутливості по поверхні сцинтилятора при застосуванні високої напруги та регулюванні посилення ФЕУ.

Блок аналогових електронні пристрої. Для отримання позиційної інформації від аналогових вихідних пристроїв фотопомножувальних трубок використовується ємнісна (а останнім часом і резистивна) схема. За відносною інтенсивністю вихідних сигналів визначають координати x та y сцинтиляційної події та створюю чотири сигнали(x+, x-, y+, y-) для формування зображення на екрані електронно-променевої трубки (ЕЛТ) і (або) на запам'ятовуючому осцилографі. Повна інтенсивність сигналу z (її не слід плутати із просторовою координатою) дається виразом:

z = x + + x-+ y + + y- (3)

А координати x та y записуються у вигляді:

де k – постійна. Ці висловлювання іноді називають логічними співвідношеннями Енгера.

Сигнал z подається на одноканальний амплітудний аналізатор імпульсів (ОАА), який має два рівні обмеження з тим, щоб визначити, чи відповідає сигнал очікуваному сигналу від зареєстрованого m-кванта. Сучасні гамма-камери оснащені двома або трьома ОАА, що дозволяє одночасно реєструвати декілька світлових імпульсів. При високих швидкостях рахунку квантів аналогові пристрої можуть перевантажуватися через взаємне положення сцинтиляційних сигналів від детектора. Крім того, в системі починають виникати збої (перепустки імпульсів) через наявність власного часу відновлення електронних пристроїв гамма-камери. Справжня швидкість рахунку (N) системи пов'язана з швидкістю рахунку (n), що спостерігається, виразом:

де ф - постійна часу відновлення, що приблизно дорівнює 4 мкс.

Свинцевий екран. Щоб звести до мінімуму реєстрацію паразитного випромінювання з областей поза увагою коліматора, сцинтиляційний кристал і електронні пристрої гамма-камери поміщають у масивний свинцевий екран. При розробці гамма-камер для зменшення маси частин, що обертаються, доводиться значно зменшувати габарити захисного екрану. багато гамма-камери забезпечені екранами, які достатні лише для мінімального захисту від низькоенергетичних m-квантів (з енергією менше 250 кеВ), і це разом із використанням тонких кристалів дозволяєзастосовувати лише низькоенергетичні радіонукліди (99Tcm, 111In, 123I, 201Tl). Основною сучасною тенденцією розвитку гамма-камер є збільшення потоку інформації без підвищення дози радіофармпрепаратів, що вводяться пацієнту. Це дозволяє скоротити час дослідження, покращити якість зображення, а в ряді випадків – розширити функціональні можливості.

Технічно це досягається за рахунок збільшення площі поля зору детектора, переходу від детекторів з полем зору круглої форми до прямокутної та збільшення числа детекторів.

В даний час усі провідні виробники та постачальники гамма-камер: Siemens, General Electric, Toshiba, Sopha Medical освоїли виробництво та постачають моделі гамма-камер із двома детекторами прямокутної форми з розмірами поля зору не менше 350 – 510 мм. Ціна цих гамма-камер - від 600 тис. доларів і вище.

6. Ядерно-медичні апарати

Залежно від способу та типу реєстрації випромінювань усі прилади ділять на шість груп:

медичні радіометри – для реєстрації відносної радіоактивності в органі або в пробах біологічних середовищ (радіометрія щитовидної залози, радіометрія гормонів у крові та ін.);
медичні радіографи - для реєстрації динаміки переміщення РФП в організмі з поданням інформації у вигляді кривих (ренографія, гепатографія, кардіографія та ін);
дозкалібратори – для вимірювання абсолютної величини активності РФП, що вводиться пацієнту;
лічильники всього тіла - для вимірювання загальної активності РФП у тілі пацієнта (визначення ефективного періоду напіврозпаду нукліду, оцінка тканинного етапу йодного обміну та ін.)
скеннери, профільні скеннери - для реєстрації розподілу РФП в органі або тілі хворого з поданням даних у вигляді малюнка (скеннограм) або кривих(Визначення ділянки підвищеного накопичення РФП при профільному скануванні);
сцинтиляційна m-камера, оснащена ЕОМ - для реєстрації динаміки переміщення та розподілу РФП з одночасним отриманням на дисплеї ЕОМ зображення органу та кривих, що відображають його функцію. За своїми функціональними можливостями замінює радіограф та сканер.

Принципова схема устрою всіх типів ядерно-медичних приладів однакова і дозволяє виділити три частини:

детектор - частина приладу, що сприймає, звернена безпосередньо до джерела випромінювання - пацієнту, якому введено РФП. Сцинтиляційний детектор як основні елементи має коліматор, кристал йодиду натрію (сцинтилятор), фотоелектронний помножувач (ФЕУ). m-кванти РФП, потрапляючи на детектор, викликають у кристалі утворення світлових спалахів (сцинтиляцій) низької інтенсивності. Перетворення слабкого світлового сигналу на електричний здійснюється ФЕУ;
електронна схема посилення сигналів від детектора;
реєструючий пристрій дозволяє отримати інформацію на фотопапері, цифровий або графічний запис на папері або на дисплеї ЕОМ.

Радіонуклідне дослідження дає можливість побачити не лише структуру органу, як, наприклад, при ультразвуковому або магнітно-резонансному дослідженні, але розглянути його на молекулярному рівні, зрозуміти, як він функціонує. Для кожної тканини існує своя речовина, яка доставляє гамма-кванти до потрібного місця. Скільки органів та систем у нашому організмі – стільки і препаратів. Перевага радіонуклідної діагностики проти іншими методами діагностики - у її універсальності. Радіонуклідна діагностика може використовуватися для визначення багатьох змін і підходить для комплексного виявлення різних проявівхвороб.

Підсумовуючи, слід зазначити, що описана діагностика не тільки має право на існування, але найчастіше є незамінним методом у діагностиці та виявленні патологій і навіть становить конкуренцію таким методам діагностики як КТ (комп'ютерна томографія) та МРТ (магнітно-резонансна томографія).

Список використаних джерел

1. Борейко, С.Б. Радіонуклідна діагностика метастатичних уражень кісткової системи / С.Б. Борейко // Невський радіологічний форум 2011: Зб. наук. робіт/під ред. JI.A. Тютіна-СПб., 2011. С. 30.1. Амосов, А.В. Візуалізують методи дослідження / A.B. Амосов, В.В. Борисов// Нефроурологія: керівництво для лікарів. М., 2000. – С. 101-126

2. Банержі, А. Медична статистика зрозумілою мовою / А. Бенержі. М: Практ. медицина, 2007. – 288 с.

3. Амосов В.І. Сучасні методичні підходи у променевій діагностиці мікроциркуляторних та вентиляційних дисфункцій легень / В.І. Амосов // Вчені записки Санкт-Петербурзького ДМІ ім. акад. І.П.Павлова. СПб., 1999. – № 6. – З 14-18.

4. Ю.Б Лішманов, В.І. Радіонуклідна діагностика для практичних лікарів Томськ, 2004, с. 294-307.