Zapisz jako PDF

Scyntygrafia, Tomografia Emisyjna Pojedynczego Fotonu, Pozytonowa Tomografia Emisyjna
Scyntygrafia, Komputerowa Tomografia Emisyjna Pojedynczego Fotonu (ang. Single Photon
Emmision Computed Tomograpy, SPECT) oraz Pozytonowa Tomografia Emisyjna (ang. Positron
Emission Tomography) to metody tzw. Medycyny Nuklearnej. Różnią się one co do sposobu i jakości
otrzymywanego obrazu — w scyntygrafii uzyskuje się obraz planarny, podczas gdy w metodzie
SPECT i PET obrazy wybranych warstw pacjenta. Cechą, która łączy wymienione metody to
stosowanie w procesie obrazowania tzw. radiofarmaceutyków.
Spis treści
1 Radiofarmaceutyki
1.1 Przemiany Promieniotwórcze
2 Prawo rozpadu promieniotwórczego
3 Dobór nuklidów radio-promieniotwórczych w obrazowaniu medycznym
3.1 Czas połowicznego rozpadu i efektywny czas połowicznego rozpadu.
4 Detektory promieniowania γ
4.1 Procesy zachodzące krysztale scyntylacyjnym
4.2 Procesy zachodzące w fotopowielaczu.
5 Budowa Gamma Kamery
5.1 Okres przez powstaniem "Gamma-Kamery"
5.2 Gamma-Kamera
5.2.1 Kryształ scyntylacyjny i fotopowielacze
5.2.2 Kolimator
5.3 Parametry charakteryzujące gamma-kamerę
5.4 Fotopowielacze
5.5 Kryształ scyntylacyjny
5.6 Wypadkowa rozdzielczość gamma-kamery
6 Tomografia Emisyjna Pojedynczego Fotonu (ang. Single Photon Emission Tomography,
SPECT)
6.1 Rekonstrukcja obrazów w metodzie SPECT
6.2 Radionuklidy stosowane w badaniach planarnych oraz metodzie SPECT
6.3 Rola gamma-kamery w diagnostyce nuklearnej
7 Pozytonowa Emisyjna Tomografia Komputerowa (ang. Positron Emission Tomography, PET)
7.1 Podstawy działania metody PET
7.2 Rozdzielczość metody PET
7.3 Radionuklidy stosowane w metodzie PET
8 Konstrukcja Tomografu PET
9 Wady i zalety PET.
Radiofarmaceutyki
Radiofarmaceutyk jest związkiem chemicznym składającym się z dwóch zasadniczych elementów:
Znacznika, którym jest odpowiednio dobrany radionuklid.
Nośnika, którym jest związek chemiczny posiadający zdolność osadzania się w odpowiednich
tkankach czy narządach, bądź też jest wychwytywany przez komórki np. zmienione chorobowo.
Produkty rozpadu promieniotwórczego radiofarmaceutyku mogą być rejestrowane za pomocą
odpowiedniej aparatury, dając w ten sposób informację o jego lokalizacji. W omawianych metodach
obraz diagnostyczny reprezentuje zatem mapę rozkładu radiofarmaceutyku w organizmie lub
narządach pacjenta.
Przemiany Promieniotwórcze
Spośród wielu przemian promieniotwórczych, które zachodzą w przyrodzie, w diagnostyce
medycznej stosowane są dwie:
Przemiana Gamma, która towarzyszy praktycznie każdej innej przemianie jądrowej. W jej
wyniku liczba atomowa i masowa jądra atomowego pozostają niezmienione, zmianie ulega
natomiast energia wzbudzonego jądra. Promieniowanie gamma jest promieniowaniem
elektromagnetycznym (jest to emisja fotonu z wzbudzonego jądra). Widmo energii
promieniowania gamma jest dyskretne. Przemianę Gamma można zapisać w następujący
sposób:
gdzie:
— jądro w stanie wzbudzonym o liczbie masowej A i atomowej Z.
— jądro o liczbie masowej A i atomowej Z w stanie podstawowym.
Jak wspomniano, przemiana ta towarzyszy w zasadzie każdym innym przemianom
promieniotwórczym, w wyniku których jądro atomowe zostaje wzbudzone.
Przemiana Beta . W tej reakcji proton z jądra atomowego ulega przemianie w neutron,
zgodnie z poniższym wzorem:
gdzie:
p — proton,
n — neutron,
— pozyton,
— neutrino elektronowe.
W konsekwencji, jądro atomowe zmniejsza swój ładunek o jeden:
W przemianie Beta dochodzi do przemiany lżejszego neutronu w cięższy proton, dlatego jest ona
energetycznie mniej korzystna niż znana ze szkoły średniej przemiana Beta . Aby rozpad zaszedł,
musi być dostarczona energia z zewnątrz (nie może zajść w próżni, natomiast może zajść w jądrze
atomowym). Z uwagi na emisję trzech produktów w trakcie przemiany, widmo energii kinetycznej
pozytonu, jaką uzyskuje on w trakcie rozpadu jest ciągłe. Pozyton nie może osiągnąć jednak energii
większej niż pewna wartość maksymalna, charakterystyczna dla przemiany danego nuklidu.
Prawo rozpadu promieniotwórczego
Przemiana jądra atomowego jest reakcją zachodzącą samorzutnie. Oznacza to, że rozpad danego
jądra nie jest powodowany żadnymi czynnikami zewnętrznymi i nie zależy od jego wcześniejszych
losów. To, czy w danym momencie czasu nastąpi rozpad danego jądra możemy opisać jedynie z
pomocą pojęć statystycznych określając prawdopodobieństwo takiego rozpadu. Do najważniejszych
zależności opisujących rozpad promieniotwórczy należą:
Prawo rozpadu promieniotwórczego
Gdzie:
— liczba jąder, które pozostały po czasie , z początkowej liczby jąder
,
— stała rozpadu promieniotwórczego, określa prawdopodobieństwu zajścia rozpadu jednego
jądra atomowego w jednostce czasu
Dodatkowo:
— średni czas życia jądra.
Okres połowicznego rozpadu:
Gdzie:
— czas połowicznego zaniku
Dobór nuklidów radio-promieniotwórczych w obrazowaniu
medycznym
Utworzenia mapy rozkładu radiofarmaceutyku w organizmie człowieka wymaga zebrania
odpowiedniej ilości danych. Radionuklid, nie może zatem charakteryzować się zbyt krótkim czasem
połowicznego rozpadu. Z drugiej strony, materiał promieniotwórczy powinien być jak najszybciej
wydalony z organizmu człowieka, aby zminimalizować dawkę promieniowania jonizującego na które
narażona jest badana osoba. Dobór odpowiedniego znacznika i nośnika, które spełnią powyższe
oczekiwania jest bardzo trudny, a dziedziną którą zajmuje się wspomnianymi związkami jest
radiochemia. Poniżej wymienimy trzy najważniejsze cechy jakimi powinien charakteryzować się
radionuklid promieniotwórczy wybrany jako znacznik.
Czas połowicznego rozpadu i efektywny czas połowicznego rozpadu.
Dostępny okres czasu, w trakcie którego można zbierać dane niezbędne do utworzenia mapy
rozkładu radiofarmaceutyku w organizmie człowieka zależy głównie od dwóch wielkości: tempa
zachodzenia rozpadu promieniotwórczego oraz szybkości wydalania radiofarmaceutyku z organizmu.
Wprowadźmy następujące oznaczenia:
— to odpowiednio średni czas życia i stała rozpadu radionuklidu,
— to odpowiednio średni czas przebywania radiofarmaceutyku w organizmie pacjenta i stała
wydalania radionuklidu z organizmu,
Przypominamy, iż stała rozpadu określa prawdopodobieństwo rozpadu cząstki w jednostce czasu. W
związku z tym, liczba cząstek radiofarmaceutyku
, która ulegnie przemianie promieniotwórczej
w czasie
wyniesie:
z kolei liczba cząstek radiofarmaceutyku
Ostatecznie, w ciągu czasu
organizmu wynosi:
wydalonych z organizmu w czasie
liczba cząstek
jest równa:
która ulegnie rozpadowi lub wydaleniu z
Przechodząc w granicy do małych przyrostów
różniczkowe:
i
otrzymujemy następujące równanie
którego rozwiązaniem jest następująca zależność:
gdzie:
— liczba cząstek radiofarmaceutyku, która nie uległa rozpadowi lub wydaleniu z organizmu po
czasie .
— początkowa liczba cząstek radiofarmaceutyku.
Możemy wprowadzić wypadkową, efektywną stałą rozpadu, uwzględniająca proces rozpadu
promieniotwórczego oraz procesy wydalania radiofarmaceutyku z organizmu:
i odpowiadający jej średni czas życia radionuklidu w organizmie pacjenta:
Po przekształceniu ostatniego wzoru otrzymujemy:
Wykorzystując zależność pomiędzy stałą rozpadu i średnim czasem życia dostajemy okres efektywny
połowicznego rozpadu promieniotwórczego w organizmie:
W przypadku, gdy do zebrania informacji niezbędnej do utworzenia obrazu diagnostycznego
wymagany jest okres czasu
, czas efektywnego rozpadu radiofarmaceutyku powinien być w
przybliżeniu równy czasowi
. Jeśli zastosowany do badania radiofarmaceutyk usuwany jest z
organizmu z czasem połowicznego wydalania
, to radionuklid wchodzący w skład
radiofarmaceutyku powinien charakteryzować się czasem połowicznego rozpadu równym:
Przyjmuje się, że efektywny czas półtrwania radiofarmaceutyka powinien być około 1,5 razy dłuższy
niż czas procedury badania. Kryterium to jest jednak spełnione tylko dla niektórych
radiofarmaceutyków.
Detektory promieniowania γ
Oczekiwane widmo promieniowania γ
uzyskane za pomocą detektora
scyntylacyjnego. Na osi pionowej natężenie
(liczba fotonów γ padająca w jednostce
czasu na scyntylator), na osi poziomej
energia fotonów γ. Pionową linię nazywamy
fotopikiem.
Diagram ścieżki oddziaływań jakim może
ulec foton γ w scyntylatorze.
Rzeczywisty kształt fotopiku.
Fotopik oraz składowa widma
promieniowania γ powstała w wyniku
rozpraszania Comptonowskiego w krysztale
scyntylacyjnym. Składowa Comptonowska
gwałtownie zanika dla energii powyżej
pewnego progu. Zanik ten nazywamy
krawędzią Comptonowską. Linią przerywaną
narysowano przebieg przykładowej
rzeczywistej krawędzi Comptonowskiej.
Fotopik, składowa widma promieniowania γ
powstała w wyniku rozpraszania
Comptonowskiego w krysztale
scyntylacyjnym oraz składowa widma
powstała w wyniku rozpraszania
Comptonowskiego fotonów γ w ciele
pacjenta.
Składowe widma powstające w wyniku
oddziaływania fotonów z materią w różnych
procesach nakładają się na siebie prowadząc
do rozmycia najbardziej istotnej składowej
widma — fotopiku (linia przerywana).
Podstawowym detektorem promieniowania γ w scyntygrafii, metodzie SPECT i PET jest detektor
scyntylacyjny. Składa się in z kryształu scyntylacyjnego połączony z fotopowielaczem. Schemat
takiego układu zaprezentowano na rys. 7. Zasada działania detektora scyntylacyjnego polega na
zamianie energii promieniowania γ na błyski światła widzialnego (scyntylacje). Wytworzona liczba
błysków scyntylacyjnych jest zbyt mała, aby można było je bezpośrednio obserwować. Do ich
wzmocnienia stosuje się fotopowielacz, który jest pewnym rodzajem lampy elektronowej.
Fotopowielacz składa się z następujących elementów:
Fotokatody, która pod wpływem światła widzialnego emituje elektrony.
Siatki elektrod, nazywanych dynodami, pomiędzy którymi istnieje pewna różnica potencjałów.
Elektrony emitowane przez fotokatodę, pokonują drogę pomiędzy dynodami są przyspieszane.
W trakcie zderzenia z dynodą elektrony wybijają kolejne elektrony, w efekcie czego liczba
elektronów narasta. Ostatnią elektrodą w fotopowielaczu jest tzw. anoda. Elektrony uderzając
w anodę powodują wytworzenie impulsu elektrycznego.
Zadaniem fotopowielacza jest zatem konwersja światła widzialnego na sygnał elektryczny oraz jego
wzmocnienie.
Poniżej opisano najważniejsze fakty związane z działaniem detektora scyntylacyjnego i
fotopowielacza.
Procesy zachodzące krysztale scyntylacyjnym
Kwant promieniowania gamma oddziałuje z atomami scyntylatora w zjawiskach: Efekt
Fotoelektryczny, rozproszenie Comptona oraz Kreacja Par.
Wytworzone w tych procesach elektrony posiadają wysoką energię i powodują wytwarzanie
wtórnych elektronów.
Wytworzone elektrony pobudzają atomy scyntylatora.
Atomy oddają nadmiar energii w postaci promieniowania E-M w zakresie widzialnym, w liczbie
około 40 fotonów na każdy keV energii promieniowania gamma.
Z punktu widzenia konwersji fotonów γ na światło widzialne, najważniejszym procesem jest efekt
fotoelektryczny. W wyniku tego procesu wysokoenergetyczne kwanty promieniowania γ wybijają
elektrony z atomów scyntylatora. Energia wiązania elektronów z atomami scyntylatora jest niewielka
w porównaniu energią fotonów γ, dlatego możemy przyjąć iż wybite elektrony przejmują w postaci
energii kinetycznej cała energię fotonu. Szybko poruszające się elektrony wzbudzają atomy
scyntylatora prowadząc do aktów emisji promieniowania elektromagnetycznego z zakresu
widzialnego. Natężenie fotonów światła widzialnego jest proporcjonalna do energii fotonów gamma.
Z kolei światło w fotopowielaczu, co zostanie omówione w dalszej części rozdziału, ulega konwersji
na sygnał elektryczny, którego amplituda jest proporcjonalna do natężenia światła padającego na
fotopowielacz. Podsumowując, oczekujemy, że wejściu fotopowielacza, uzyskamy impuls elektryczny,
którego amplituda odpowiada energii fotonów gamma, zaś liczba impulsów otrzymywanych w
jednostce czasu z fotopowielacza odpowiada natężeniu promieniowania γ padającego na scyntylator.
Wykres natężenia promieniowania γ w funkcji energii nazywamy widmem. Przebieg oczekiwanego
widma fotonów γ uzyskiwanych za pomocą detektora scyntylacyjnego zaprezentowano na rys. 1.
Pionową linię odpowiadającą energii
fotonów gamma nazywamy fotopikiem.
Promieniowanie elektromagnetyczne może jednak oddziaływać również z materią w procesach
innych niż efekt fotoelektryczny. Fotony promieniowania γ będą w scyntylatorze ulegać rozproszeniu
Comptonowskiemu oraz brać udział w procesie Kreacji Par. W wyniku zajścia efektu
Comptonowskiego, powstaną wtórne fotony γ o energii niższej niż foton pierwotny. Fotony
Comptonowskie z kolei mogą w wyniku procesu fotoelektrycznego wybijać elektrony, jednakże
energia wybitych elektronów będzie niższa niż energia promieniowania γ. Elektrony te słabiej
wzbudzą ośrodek scyntylacyjny, co doprowadzi do powstania mniejszej liczby fotonów z zakresu
widzialnego. Co przełoży się na niższa amplitudę sygnału elektrycznego na wyjściu fotopowielacza.
Podsumowując, fotony γ, które ulegną rozproszeniu Comptonowskiemu, będą interpretowane na
wyjściu aparatury pomiarowej jako fotony γ o energii niższej niż wynikało to z rozpadu
promieniotwórczego znacznika w radiofarmaceutyku. Musimy również pamiętać, iż od momentu
wniknięcia fotonu γ do kryształu scyntylacyjnego, do chwili powstania upływa pewien okres czasu, w
szczególności jeśli foton nie ulegnie od razu efektowi fotoelektrycznemu. Diagram niektórych
oddziaływań, jakim może być ulec foton γ zanim doprowadzi do wytworzenia błysku scyntylacyjnego
zaprezentowano na rys. 2. Z uwagi na skończony czas zachodzenia procesu konwersji fotonu γ na
fotony widzialne, dwa kwanty promieniowania γ które wnikną w zbyt krótkich odstępach czasu do
scyntylatora, będą nierozróżnialne i interpretowane jako jeden kwant o energii wyższej niż
wynikałoby to z rozpadu promieniotwórczego znacznika w radiofarmaceutyku. Opisane zjawiska
doprowadzą do rozmycia oczekiwanego kształtu fotopiku. Zamiast dyskretnej linii, otrzymamy
krzywą o kształcie dzwonowym, której pozycja odpowiada energii fotonów γ padających na
scyntylator (patrz rys. 3). Szerokość krzywej opisujemy za pomocą parametru FWHM. Problem
rozmycia fotopiku możemy również wyjaśnić w oparciu o Mechanikę Kwantową. Jak wiemy nie jest
możliwe wyznaczenie jednocześnie z dowolną dokładnością energii i czasu. Jeśli moment wystąpienia
błysku scyntylacyjnego możemy określić z dokładnością Δt to związane będzie z tym rozmycie
energii błysku ΔE. Rozmycie fotopiku nie jest jedynym problemem, który utrudnia prawidłowe
określenie natężenia fotonów γ w funkcji energii. Kwant promieniowania γ wytworzony w wyniku
rozpadu znacznika w radiofarmaceutyku, zanim dotrze do scyntylatora, może ulec procesom które
zmienią jego energię. W niniejszych materiałach opiszemy dwa najważniejsze zjawiska, prowadzące
do zmiany energii fotonów γ Pierwszym zjawiskiem jest rozpraszania Comptonowskie, które zachodzi
na atomach scyntylatora. Energię rozproszonego w procesie Comptonowskim fotonu określa
następujący wzór:
gdzie:
— energia fotonu rozproszonego,
— energia fotonu padającego,
— odpowiednio prędkość światła i masa elektronu,
— kąt pod jakim zostanie rozproszony foton wtórny, względem kierunku fotonu padającego.
W przypadku gdy kierunek ruchu fotonu wtórnego jest przeciwny do kierunku ruchu padającego,
mówimy o rozpraszaniu wstecznym. Kąt wynosi wtedy 180 stopni, zaś energia fotonu
rozproszonego wynosi:
Energia zdeponowana przez foton padający w krysztale scyntylacyjnym jest równa różnicy energii
fotonu padającego i fotonu rozproszonego. W przypadku rozpraszania wstecznego jest ona równa:
Zauważmy, iż jeśli foton ulega rozproszeniu Comptonowskiego, to może on zdeponować najwięcej
energii w krysztale scyntylacyjnym właśnie w trakcie rozpraszania wstecznego. Przekaz większej
energii do kryształu scyntylacyjnego w wyniku pojedynczego akty rozpraszania Comptonowskiego
jest niemożliwy. Przykładowo, jeśli na do kryształu scyntylacyjnego docierają fotony γ o energi
keV (emitowane przez Technet), to fotony wtórne powstałe w wyniku wstecznego
rozpraszania Comptonowskiego będą miały energię 90 keV, zaś w krysztale zostanie zdeponowana
energia 50 keV. Rozpraszanie Comptonowskie, jest zatem nie tylko odpowiedzialne za produkcję
fotonów wtórnych, które prowadzą do poszerzenia fotopiku lecz także formują nową składową widma
uzyskiwanego z detektora scyntylacyjnego. Składowa ta, którą określa się jako składową
Comptonowską, została zaprezentowana na rysunku rys. 4. Jej charakterystyczną cechą jest
gwałtowny zanik, dla energii wyższych niż pewien próg, którym jest energia zdeponowana przez
fotony γ w krysztale, w trakcie wstecznego rozpraszania Comptonowskiego. Próg ten nazwano
krawędzią Comptonowską. Krawędź ta w rzeczywistym widmie jest nie znacznie rozmyta, co
ponownie jest związane ze statystycznym charakterem zjawisk, które prowadzą do jej utworzenia.
Kolejna składowa widma promieniowania γ uzyskiwana w detektorze scyntylacyjnym jest również
związana z rozpraszaniem Comptonowskim fotonów, ale zachodzącym w organizmie pacjenta. Jak
pamiętamy z materiałów dotyczących promieniowania rentgenowskiego, promieniowania
elektromagnetyczne o energii poniżej 10 keV jest silnie tłumione przez ciało człowieka. Nie
zaobserwujemy zatem fotonów γ rozproszonych Comptonowsko o energiach poniżej tego progu.
Pozostałe fotony, które uległy oddziaływaniu Comptonowskiego, będą miały energią z zakresu od
około 10-20keV do maksymalnej energii, jaką dany foton może uzyskać w wyniku rozpadu
promieniotwórczego. Fotony te, oddziałując ze scyntylatorem uformują składową widma
zaprezentowaną na rys. 5.
Fotony emitowane z radiofarmaceutyku mogą brać udział również w innych procesach (np. ulegać
rozpraszaniu Comptonowskiemu w ołowianym kolimatorze założonym na detektor) prowadząc do
powstawania kolejnych składowych widma. Proces te nie będą tutaj omawiane. Należy jednak
pamiętać, iż widma te mogą nakładać się na fotopik, prowadząc do jego zniekształcenia, co
zaprezentowano na rysunku rys. 6.
Precyzyjne określenie natężenia i energii fotonów γ docierających do scyntylatora jest niezwykle
istotne dla prawidłowego utworzenia obrazu rozkładu radiofarmaceutyku w ciele pacjenta.
Natężenie kwantów promieniowania przekłada się na stężenie radiofarmaceutyku, który np. mógł
ulec absorpcji przez pewien narząd co może być wskazywać na zachodzące w nim procesy
chorobotwórcze. Z kolei w oparciu o energię fotonów można rozróżnić fotony, które do momentu
wytworzenia błysku scyntylacyjnego nie uległy innym procesom, no. rozpraszaniu
Comptonowskiemu, które mogło zmienić ich kierunek poruszania się. Problem ten zostanie jeszcze
poruszony w kolejnych rozdziałach.
Procesy zachodzące w fotopowielaczu.
Fotony światła widzialnego wytworzone w scyntylatorze docierają do katody fotopowielacz,
powodując emisję z niego elektronów.
Wprowadzony pomiędzy kolejnymi dynodami potencjał elektryczny prowadzi do przyspieszenie
elektronów. Kierunek pola elektrycznego jest tak dobrany, aby elektrony kierowane były do
kolejnych dynod. Elektrony w trakcie zderzenia z dynodami wybijają z nich kolejne elektrony,
które ponownie są przyspieszane przez pole elektryczne.
Ostatnią elektrodą jest anoda. Elektrony po dodarciu do niej wywołują impuls elektryczny.
Impuls ten dodatkowo jest wzmacniany za pomocą wzmacniacza liniowego.
Energia kwantu gamma przekłada się na liczbę błysków scyntylacyjnych. Z kolei od liczby
błysków scyntylacyjnych zależy liczba wybitych elektronów z fotokatody, a w związku z tym
również amplituda sygnału elektrycznego na wyjściu fotopowielacza.
Budowa Gamma Kamery
Okres przez powstaniem "Gamma-Kamery"
Najprostszym pomysłem na budowę aparatury do rejestracji promieniowania gamma powstałego
emitowanego przez radiofarmaceutyk wprowadzony do pacjenta byłoby umieszczenie nad nim
detektora scyntylacyjnego. Detektor taki jednak obejmował by swoim polem widzenia tylko niewielki
obszar pacjenta, podczas gdy wiele narządów człowieka (np. płuca, układ pokarmowy, układ kostny)
charakteryzuje się znacznymi rozmiarami. Problem ten można rozwiązać, umieszczając obok siebie
kilka detektorów scyntylacyjnych i tego rodzaju układy były stosowane w początkach diagnostyki
nuklearnej. Niestety, taki narzędzia nadal miały ograniczony zakres stosowalności i sprawdzały się w
diagnostyce małych narządów (np. tarczycy). W celu zobrazowania większych narządów, detektor
scyntylacyjny umieszczano na wysięgniku, który wykonywał w obrębie ciała pacjenta sekwencje
pewnych ruchów (tzw. ruchów meandrujących). Detektor rejestrował emitowane z ciała ludzkiego
fotony γ, które po zamianie na impuls elektryczny były kierowane do pisaka. Pozycja pisaka
odpowiadała pozycji ramienia trzymającego detektor scyntylacyjny względem ciała pacjenta. Liczba
punktów naznaczonych dla danej pozycji x i y odpowiadała liczbie rejestrowanych fotonów. W ten
sposób uzyskiwano mapę rozkładu radiofarmaceutyku w ciele pacjenta.
Gamma-Kamera
Budowa urządzenia diagnostycznego na zasadzie łączenie ze sobą kolejnych detektorów
scyntylacyjnych okazała mało optymalnym rozwiązaniem. W roku 1957 Hal Oscar Anger, wpadł na
pomysł umieszczenia wielu fotopowielaczy na jednym dużym krysztale scyntylacyjnym. W ten sposób
powstała gamma-kamera, nazywana również kamerą Angera. Do pełnej funkcjonalności gammakamera wymagała jeszcze dwóch podzespołów elektronicznych — układu wyznaczania pozycji
błysków scyntylacyjnych oraz analizatora amplitudy. Bloki te zostaną omówione w kolejnych
podrozdziałach. Zasadę działania gamma kamery omówimy, dokonując eksperymentu myślowego
polegającego na budowie tego urządzenia od podstaw.
Kryształ scyntylacyjny i fotopowielacze
Schemat budowy scyntylatora połączonego z fotopowielaczem. Rysunek
pobrany ze strony Wikipedii na zasadach licencji Creative Commons 3.0.
Kryształ scyntylacyjny jest jednolitym, dużym kryształem, zazwyczaj jodku sodowego aktywowanego
talem — NaI(Tl) (ze względu na silna higroskopijność tego związku kryształ jest szczelnie
obudowany). Średnica kryształu wynosi od około 28 cm do około 61 cm, grubość zaś dochodzi do 9,5
cm. Grubość kryształu jest jednym z parametrów decydujących o jego właściwościach detekcyjnych
(od grubości kryształu zależy efektywność detekcji oraz rozdzielczość systemu). Na powierzchni
kryształu scyntylacyjnego umieszczane są fotopowielacze, w liczbie do 150 sztuk. Najczęściej jednak
liczba fotopowielaczy wynosi od 37 lub 53 sztuk (patrz rys. 9). Pojedynczy błysk scyntylacyjny jest
rejestrowany przez wiele fotopowielaczy. Natężenie błysku scyntylacyjnego będzie malało wraz z
odległością od miejsca powstania. Na podstawie rozkładu natężenia światła rejestrowanego przez
fotopowielacze można wyznaczyć pozycję na płaszczyźnie gamma-kamery miejsca wystąpienia
błysku. Do najważniejszych wielkości charakteryzujących kryształ scyntylacyjny należą:
Wydajność, to jest stosunek liczby zarejestrowanych fotonów γ do liczby fotonów wpadających
do kryształu scyntylacyjnego. Nie każdy foton γ spowoduje błysk scyntylacyjny, który może być
zarejestrowany przez fotopowielacz. Im grubszy kryształ scyntylacyjny, tym większe jest
prawdopodobieństwo wytworzenia błysku światła. Jednak grubszy kryształ powoduje również
pogorszenie przestrzennej zdolności rozdzielczej gamma. Błyski scyntylacyjne zachodząc w
przypadku grubego kryształu scyntylacyjnego na różnej głębokości, co utrudnia poprawne
wyliczenie pozycji błysku.
Czas odpowiedzi i czasowa zdolność rozdzielcza. Czas odpowiedzi, to czas od momentu
wniknięcia fotonu γ do kryształu do wytworzenia błysku scyntylacyjnego. Determinuje on
czasową zdolność rozdzielczą kryształu. Fotony γ które dotrą do do kryształu scyntylacyjnego
w odstępach czasu krótszych niż czasowa zdolność rozdzielcza, nie będą zarejestrowane jako
dwa oddzielne fotony.
Energetyczna zdolność rozdzielcza jest to stosunek szerokości połówkowej (FWHM) fotopiku
do amplitudy sygnału. Wielkość ta ma znaczenie przy rozróżnianiu fotonów γ pod względem
ich energii. Do kryształ scyntylacyjny dociera bowiem nie tylko promieniowanie emitowane
bezpośrednio z radiofarmaceutyku umieszczonego w ciele pacjenta, lecz również
promieniowanie rozproszone (którego kierunek i energia zostały zmienione) oraz
promieniowanie z otoczenia. Fotony γ pochodzące od tła i zjawisk rozproszeniowych można
odróżnić od fotonów bezpośrednio docierających do scyntylatora m.in. na podstawie ich
energii. Im lepsza jest energetyczna zdolność rozdzielcza scyntylatora, tym można dokonać
lepszego rozróżnienia fotonów.
Niektóre parametry typowych materiałów scyntylacyjnych zaprezentowano w poniższej tabeli:
Scyntylator
NaI(T) CsF BGO (Bi Ge O )
Czasowa rozdzielczość (FWHM [ns])
1,5
0,4 7
Energetyczna zdolność rozdzielcza (FWHM [%])
7
30
12
50
67
Wydajność detekcji fotonów 511 keV [%] dla detektorów o szer 1 cm 45
Przy tak uproszczonej konstrukcji układu obrazującego pojawiają się następujące problemy:
Radiofarmaceutyk emituje promieniowanie γ izotropowo. Błysk scyntylacyjny, oznaczony na
rys. 9 numerem (1), może więc być spowodowany kwantem gamma pochodzącym ze źródła
oznaczonego na rys. 9 niebieskim kwadratem. Błysk scyntylacyjny numer (1) może być równie
dobrze spowodowany przez kwant gamma wyemitowany ze źródła oznaczonego kwadratem
białym i poruszającego się wzdłuż linii koloru zielonego.
Kwanty γ ulegają w ciele pacjenta rozproszeniu Comptonowskiego co dodatkowo komplikuje
trajektorię ich ruchu.
Kolimator
Radiofarmaceutyk umieszczony w ciele
pacjenta emituje kwanty promieniowania γ.
Te pod dotarciu do kryształu
scyntylacyjnego wywołują błysk
scyntylacyjny. Lokalizacja
radiofarmaceutyku na podstawie pozycji
błysków scyntylacyjnych jest niemożliwe, z
uwagi na emisję fotonów γ w różnych
kierunkach oraz Comptonowskie
rozpraszanie tych fotonów.
Kolimator przepuszcza tylko fotony γ
padające na niego z określonych kierunków,
w efekcie czego powstaje rzut rozkładu
radiofarmaceutyku na płaszczyznę kryształu
scyntylacyjnego.
Na rysunku zaprezentowano parametry
kolimatora, niezbędne do określenia jego
rozdzielczości przestrzennej.
Widmo promieniowania γ uzyskane za
pomocą gamma kamery. Szarym
prostokątem zaznaczono zakres energii
kwantów promieniowania, które zostaną
wykorzystane do utworzenia obrazu
diagnostycznego. Zakres został wybrany
przez odpowiednie ustawienie analizatora
amplitudy.
W celu uzyskania dokładnego rzutu rozkładu radiofarmaceutyku w ciele pacjenta na powierzchnie
gamma-kamery stosuje się tzw. kolimatory. Kolimatory są zbudowane z ołowianej blach o średnicy
takiej samej jak średnica kryształu scyntylacyjnego. Grubość kolimatora jest różna i dobierana w
zależności od przeprowadzonego badania, gdyż ma wpływ na parametry uzyskiwanego obrazu. W
kolimatorze wykonane są otwory, których średnica też jest zależna od rodzaju kolimatora. Zwykle
otwory wywiercone są w kierunku prostopadłym do powierzchni kolimatora i mają kształt walca. W
niektórych badaniach diagnostycznych otwory są pochylone w celu uzyskania powiększonego lub
zmniejszonego obrazu danego narządu. Przestrzeń pomiędzy otworami nazywamy septą. Rolą
kolimatora jest filtracja promieniowania, którego kierunek znacznie odbiega od osi otworu. W
przypadku otworów, które nawiercono równolegle do płaszczyzny kolimatora, tylko promieniowanie
padające w przybliżeniu równolegle do osi otworu może dotrzeć do scyntylatora. Kwanty γ
poruszające się winnych kierunkach będą absorbowane przez ołów wypełniający septę (przestrzeń
między otworami). Sytuację taką przedstawioną rys. 11.
Parametry charakteryzujące gamma-kamerę
Spośród wielu parametrów charakteryzujących gamma-kamerę, omówimy dwa najważniejsze, to jest
czułość, oraz rozdzielczość. Niestety, zwiększanie rozdzielczości przestrzennej gamma-kamery wiąże
się ze zmniejszeniem jej czułości, co ma negatywny wpływ na kontrast obrazu. Problem ten omówimy
poniżej, zaczynając od zdefiniowania pojęć czułości gamma — kamery oraz przypomnienia definicji
rozdzielczości. Następnie omówimy jak trzy kluczowe elementy gamma-kamery, to jest kolimator,
kryształ scyntylacyjny oraz fotopowielacze mają wpływ na wspomniane powyżej parametry.
Czułość gamma-kamery.
Czułość gamma-kamery zdefiniowana jest w następujący sposób:
gdzie:
— Liczba impulsów (fotonów) na sekundę wykorzystana przez gamma kamerę do
utworzenia obrazu.
— Aktywność źródła.
W przypadku typowych gamma-kamer tylko około 3% fotonów wyemitowanych przez źródło
jest wykorzystywanych do utworzenia obrazu diagnostycznego. Czułość jest bardzo ważnym
parametrem, ponieważ od liczby zarejestrowanych fotonów zależy jakość uzyskanego obraz
(przede wszystkim jego obraz). Na stronie [1] udostępniony jest artykuł szkoleniowy, w którym
zaprezentowano obrazy diagnostyczne utworzone przy pomocy różnej liczby fotonów.
Rozdzielczość gamma-kamery
Przypominamy, że rozdzielczość układu obrazującego to jego zdolność do zaprezentowania
dwóch punktów znajdujących się w pewnej odległości od siebie, jako dwóch oddzielnych
obiektów na obrazie. Na rys. 10 widzimy, że dana septa w kolimatorze przepuszcza do
scyntylatora fotony pochodzące z obszaru o długości . W związku z tym, wszystkie punkty
znajdujące się w obrębie tego obszaru zostaną na obrazie zaprezentowane jako jeden punkt.
Parametr określa zatem rozdzielczość kolimatora. Z prostych relacji geometrycznych,
uzyskamy następującą zależność parametru od głębokości h i szerokości s septy oraz
odległości l kryształu scyntylacyjnego od badanego obszaru:
Z powyższego wzoru możemy wyciągnąć następujące wnioski:
1. Rozdzielczość kolimatora, co ma wpływ na rozdzielczość całej gamma-kamery, zależy od
odległości kryształu scyntylacyjnego od badanego obiektu. Odległość gamma-kamery od
pacjenta podlega oczywiście pewnej regulacji, jednak poszczególne narządy znajdują się
w człowieku na różnej głębokości. Najwyższą rozdzielczość można uzyskać dla narządów
znajdujących się tuz pod powierzchnią skóry.
2. Rozdzielczość gamma-kamery można zwiększyć zmniejszając rozmiar septy oraz
zwiększając jej głębokość. Jednakże zabiegi te spowodują, że do scyntylatora dotrze
mniejsza ilość fotonów, skutkiem czego obniżona zostanie czułość gamma-kamery.
Ponadto, zadaniem gamma-kamery jest dostarczenia obrazu uzyskanego jednocześnie z
danego obszaru pacjenta. Aby pożądany obszar został objęty przez pole widzenia
gamma-kamery, kolimatory o bardzo małej szerokości otworów s, powinny tych otworów
zawierać jak najwięcej. Spełnienie tego warunku wymaga z kolei, aby grubości septy były
jak najmniejsze. Z kolei rolą septy jest pochłanianie fotonów, które docierają z sąsiednich
otwór oraz fotonów rozproszonych Comptonowsko. Cienka septa będzie pochłaniała małą
liczbę fotonów, przyczyniając się do zaszumienia obrazu. Im większa jest energia
fotonów emitowanych przez radiofarmaceutyk, tym septa powinna charakteryzować się
większą grubością, Jak widzimy, dobór odpowiednich parametrów h oraz s jest trudny,
dlatego zwykle gamma-kamera wyposażona jest w wiele kolimatorów, zmienianych przez
technika, w zależności od rodzaju badania i efektu jaki chcemy uzyskać.
Fotopowielacze
Za kolimatorem w gamma-kamerze znajduje się kryształ scyntylacyjne, a dopiero później
fotopowielacze, jednakże w celu lepszego omówienia kwestii rozdzielczości kryształu
scyntylacyjnego, kolejność omawiania poszczególnych elementów została zmieniona. Jak pamiętamy,
zadaniem pojedynczego fotopowielacza jest konwersja błysku scyntylacyjnego na sygnał elektryczny
z jednoczesnym wzmocnieniem sygnału. W gamma-kamerze na krysztale scyntylacyjnym znajduje się
cały zespół fotopowielaczy, którego zadaniem jest również określenie współrzędnych błysku w
płaszczyźnie kolimatora. Odbywa się według bardzo prostego pomysłu. Poszczególne kolimatory
znajdują się w różnych odległościach od miejsca wystąpienia błysku scyntylacyjnego, będą zatem
rejestrować światło pochodzące od błysku o różnym natężeniu. Znając poszczególne pozycje
fotopowielaczy oraz natężenie rejestrowanego przez nie światła, współrzędne błysku można
wyznaczyć w następujący sposób:
gdzie:
— liczba fotopowielaczy,
— to odpowiednio, współrzędna x oraz y i-tego fotopowielacza,
— amplituda błysku scyntylacyjnego zarejestrowana przez i-ty fotopowielacz.
Dokładność wyznaczenia błysku scyntylacyjnego zależy oczywiście od liczby fotopowielaczy.
Fotopowielacze charakteryzują się jednak relatywnie dużymi rozmiarami i nie można na krysztale
scyntylacyjnym umieścić dowolnie dużo. Ponadto, liczba fotonów emitowanych w danym kierunku w
trakcie błysku scyntylacyjnego podlega statystycznym fluktuacjom, które mogą być opisane
rozkładem Poissona. Przykładowo, wyobraźmy sobie, iż w wyniku błysku scyntylacyjnego, który
zaszedł w tej samej odległości pomiędzy dwoma fotopowielaczami, zostało wyprodukowanych 100
fotonów. Należałoby oczekiwać, iż każdy z fotopowielaczy zarejestruje po 50 fotonów. Jednakże w
wyniku fluktuacji statystycznych, które są na poziomie
, gdzie
to liczba emitowanych fotonów,
jeden z fotopowielaczy może zarejestrować 40 fotonów, a drugi 60. W efekcie położenie błysku
scyntylacyjnego zostanie oszacowane nieprawidłowo. Celem zmniejszenia opisanego błędu,
należałoby stosować radionuklidy produkujące fotony γ o wysokiej energii. Jak wiemy bowiem liczba
fotonów produkowanych w trakcie błysku scyntylacyjnego zależy liniowo od energii fotonów gamma.
W ten sposób względny błąd zliczeń wykazywanych przez fotopowielacze jest proporcjonalny do
. Detekcja fotonów γ o wyższych energiach wymaga z kolei grubszych kryształów scyntylacyjnych, co
z kolei znowu negatywnie wpływa na rozdzielczość przestrzenną, co zostanie opisane w kolejnym
rozdziale.
Kryształ scyntylacyjny
Foton promieniowania γ po wniknięciu w kryształ scyntylacyjny przebywa pewną drogę, zanim
ulegnie oddziaływaniu z materią kryształu. Im cieńszy kryształ scyntylacyjny, tym mniejsze
prawdopodobieństwo zajścia błysku scyntylacyjnego i detekcji kwantu promieniowania γ. W celu
podwyższenia czułości kryształu scyntylacyjnego, należałoby zwiększyć jego grubość, jednakże to z
kolei pogorszy rozdzielczość przestrzenną samego kryształu. Błyski scyntylacyjne będą mogły
zachodzić na różnej głębokości, co negatywnie wpływa na określenie pozycji błysku zgodnie ze
wzorem (Equation 21).
Wypadkowa rozdzielczość gamma-kamery
Wypadkowa rozdzielczość gamma-kamery jest wypadkową rozdzielczości poszczególnych jej
elementów (głównie kryształu scyntylacyjnego oraz kolimatora) i wynosi:
około 4 mm dla tkanek położnych płytko (do 2cm),
około 10 mm dla tkanek położonych głęboko (8 cm).
Tomografia Emisyjna Pojedynczego Fotonu (ang. Single
Photon Emission Tomography, SPECT)
Ilustracja do omawianego w rozdziale
problemu rekonstrukcji obrazu w metodzie
SPECT.
Podobnie jak w klasycznej (planarnej) radiografii, obraz pacjenta uzyskiwany za pomocą gammakamery jest rzutem trójwymiarowego obiektu na płaszczyznę. Związane są z tym liczne wady tego
rodzaju obrazowania, czego efektem było opracowanie na początku lat 80 tzw. Tomografii Emisyjnej
Pojedynczego Fotonu (ang. Single Photon Emmision Tomography, SPECT). SPECT jest metodą
obrazowania, w której na odstawie zarejestrowanych danych, zostaje zrekonstruowany obraz
wybranych warstw pacjenta, wykorzystywane są przy tym dwie lub trzy gamma-kamery. Jak wiemy,
rekonstrukcja obrazu wymaga dokonania rzutów obiektu na płaszczyznę z różnych kierunków. W
urządzeniu SPECT gamma-kamery wykonują zatem ruch obrotowy wokół pacjenta. Przykładowe
zdjęcia tomografów SPECT można zobaczyć na poniższej stronie internetowej [2].
Niestety, z rekonstrukcją obrazów w metodzie SPECT związane są pewne problemy:
1. Część fotony γ zanim opuści ciało pacjenta może zostać pochłonięta.
2. Natężenie wiązki kwantów γ emitowanych ze źródła umieszczone w pacjencie maleje wraz z
kwadratem odległości.
3. Podstawowe algorytmy rekonstrukcji obrazów wymagają dokonania rzutów obiektu z możliwie
wielu kierunków. W metodzie SPECT, w której stosowane są radiofarmaceutyki kierunek emisji
fotonów γ podlega pewnym fluktuacjom statystycznym i nie ma gwarancji, iż dla rzutu obiektu
w danym kierunku zostanie zebrana odpowiednia ilość danych. Problem ten rozwiązuje się
poprzez zastosowanie tzw. Iteracyjnych Algorytmów Rekonstrukcji obrazu.
Konsekwencje dwóch pierwszych problemów zostaną omówione w kolejnym rozdziale.
Rekonstrukcja obrazów w metodzie SPECT
Na rys. 13 zaprezentowano układ pacjent — gamma-kamera. Z pacjentem związany jest układ
współrzędnych U o środku w punkcie O, z kolei z gamma-kamerą związany jest układ U' z środkiem
w punkcie O' . Odległość pomiędzy środkami układu współrzędnych wynosi R. Pacjentowi podano
radiofarmaceutyk (zaznaczony na rys. 13 kolorem żółtym), który został wychwycony przez płuca.
Rozkład przestrzenny radiofarmaceutyku w pacjencie opisuje funkcja A(x,y,z). Odległość od mostka
pacjenta do płaszczyzny gamma-kamery wynosi
, zaś odległość od pleców do płaszczyzny gammakamery wynosi
. Zakładamy, iż kolimator (nie zaprezentowany na rysunku) odrzuci każdy kwant
promieniowania γ który nie pada na kolimator pod kątem prostym. Przy powyższych założeniach,
rozkład błysków scyntylacyjnych, odzwierciedlających rozkład radiofarmaceutyku w następujący
sposób. W przypadku braku zaniku natężenia promieniowania wraz z odległością, rozkład natężenia
błysków scyntylacyjnych byłby rzutem prostokątnym rozkładu radiofarmaceutyku na płaszczyznę
gamma-kamery, z uwzględnieniem faktu, iż radiofarmaceutyk znajduje się na różnej głębokości w
pacjencie:
Wzór (Equation 22) opisuje nic innego jak Transformatę Radona rozkładu raiofarmaceutyku.
Uwzględniając zanik natężenie promieniowania γ wraz z odległością, wzór (Equation 22) przyjmie
postać:
Niestety, kwant promieniowania γ zanim opuści organizm człowieka, może zostać pochłonięty na
skutek różnych procesów, co opisuje liniowy współczynnik osłabienia promieniowa
Uwzględniając pochłanianie, dostajemy:
.
Wzór (Equation 22) nie reprezentuje już Transformaty Radona rozkładu raiofarmaceutyku w
pacjencie. Główny trudność stanowi jednak brak znajomości rozkładu współczynnika
Istnieją różne podejścia do rozwiązania tego problemu:
zakłada się brak osłabienia promieniowania γ (
= 0),
zakłada się stały rozkład wartości osłabienia promieniowania (
aproksymuje się
.
= const),
, przy pomocy innych metod, np. CT.
Ostatnie rozwiązanie nazywane jest korejestracją SPECT-CT. Urządzenie do korejestracji składają
się z dwóch połączonych ze sobą skanerów CT i SPECT.
Radionuklidy stosowane w badaniach planarnych oraz metodzie SPECT
Radionuklidy stosowane w badaniach, w których wykorzystywana jest gamma-kamera, powinny
spełniać następujące wymagania:
1. Emitować kwanty gamma bez udziału innych przemian promieniotwórczych (alfa/beta).
2. Charakteryzować się odpowiednio długim czasem połowicznego rozpadu, umożliwiającym
przeprowadzenie badania diagnostycznego.
3. Emitować kwanty gamma o energii:
wystarczająco dużej, aby fotony przenikały przez ciało ludzkie (min. 20 keV),
wystarczająco niskiej, aby w wyniku oddziaływania fotonów z materią nie dochodziło do
wtórnych procesów (poniżej 511 keV).
Wszystkie te wymagania spełnia izotop Technetu —
. Charakteryzuje się on energią emisji
kwantów promieniowania γ wynoszącą 140 keV oraz czasem połowicznego rozpadu wynoszącym
godzin. Emisji fotonów promieniowania elektromagnetycznego nie towarzyszą inne
przemiany promieniotwórcze. Właściwości te czynią Technet wręcz idealnym radionuklidem w
zastosowaniach diagnostyki nuklearnej z wykorzystaniem gamma-kamery.
Procesu uzyskiwania Technetu jest następujący. Przemiany zachodzące w reaktorze jądrowym są
źródłem radioizotopu
(Molibden). Izotop ten jest umieszczany w specjalnie zabezpieczonym
pojemniku, nazywanym generatorem radionuklidu. Generator dostarczany jest do odbiorcy. Izotop
Molibdenu ulega przemianie
z czasem połowicznego rozpadu
godzin (2,75 dnia).
Produktem przemiany jest w 87,5 % tzw. metastabilny izotop technetu
, znajdujący się w
stanie wzbudzonym, zaś w 12,5 % "zwykły" izotop technetu. Technet metastabilny ulega przemianie
gamma, z czasem połowicznego rozpadu wynoszącym
godzin. W celu uzyskania użytecznego
w diagnostyce nuklearnej Technetu metastabilnego jest on wypłukiwany przez technika z generatora
i poddawany dalej kolejnym obróbkom chemicznym. Jak widzimy, Technet charakteryzuje się nie
tylko dobrymi właściwościami fizycznymi na potrzeby obrazowania nuklearnego, lecz również jest
względnie łatwy w produkcji. Inne radioizotopy stosowane w obrazowaniu nuklearnym to:
Jod-123 ( J), o okresie połowicznego rozpadu
równej 159 keV,
Jod-131 ( J), o okresie połowicznego rozpadu
równej 159 keV,
Ind-111 ( In), o okresie połowicznego rozpadu
kwantów γ równej 245 keV.
dni i energii emitowanych kwantów γ
dni i energii emitowanych kwantów γ
godzin i energii emitowanych
Rola gamma-kamery w diagnostyce nuklearnej
Metody obrazowanie oparte na gamma-kamerze charakteryzują się pewnymi wadami. Do
najpoważniejszych należą:
relatywnie niska rozdzielczość przestrzenna w porównaniu z innymi metodami (przykładowo w
badaniach Rentgenowskich można uzyskać rozdzielczość na poziomie 0,3 mm, podczas gdy
gamma-kamera daje rozdzielczość o rząd wielkości gorszą),
zależność rozdzielczości od głębokości obrazowanych tkanek.
Co czyni zatem gamma-kamerę wartościowym narzędziem diagnostycznym? Należy sobie
uświadomić, iż wiele chorób (zwłaszcza nowotworowych) może nie prowadzić do zmian w budowie
anatomicznej narządów. W związku z tym zmiany te mogą być bardzo trudno zauważalne na
obrazach prezentujących strukturę tkanek. Tymczasem główna idea badania z wykorzystanie
gamma-kamery polega na lokalizacji miejsc gromadzenia się radiofarmaceutyku, który (jak
przypominamy) składa się z radioizotopu oraz substancji wchłanianej wybiórczo przez chore tkanki.
Dzięki temu scyntygrafia czy metoda SPECT stała się ważnym narzędziem w diagnostyce
nowotworów oraz ich przerzutów. Ponadto, pewne choroby mogą prowadzić do dysfunkcji narządów
bez wyraźnych zmian w ich budowie anatomicznej. Metody, taka jak SPECT, wykorzystywane są w
badaniach perfuzyjnych (czyli badaniach przepływu przez tkanki czy narządy określonych płynów).
Takie parametry, jak tempo dotarcia raiofarmaceutyku do danego narządu, szybkość jego usunięcia,
ilość raiofarmaceutyku która przepłynęła przez narząd, są wskazaniem do właściwego lub
nieprawidłowego działania narządu. Jednym z rodzajów badaniach perfuzyjnych, w których
wykorzystuje się metody oparte na gamma-kamerze, to diagnostyka udarów mózgu (zarówno
krwotocznych jak i niedokrwiennych).
Pozytonowa Emisyjna Tomografia Komputerowa (ang.
Positron Emission Tomography, PET)
Podobnie jak w przypadku Scyntygrafii czy metodzie SPECT, w Pozytonowej Emisyjnej Tomografii
Komputerowej stosowane są radiofarmaceutyki. W tym przypadku jednak, radioizotopem
zastosowanym jako znacznik nie jest emiter promieniowania γ lecz izotop ulegający przemianie
.
Ma to poważne duże konsekwencje w procesie uzyskiwania obrazu oraz budowie samego skanera.
Podstawy działania metody PET
W trakcie rozpadu
emitowany jest pozyton, czyli cząstka o tej samej masie co elektron, ale o
przeciwnym (dodatnim) ładunku. Cząstka ta w wyniku rozpadu uzyskuje pewną energię, którą
wytraca w oddziaływaniach z otoczeniem. Po zwolnieniu do prędkości termicznych, pozyton anihiluje
z elektronem znajdującym się w otoczeniu. W wyniku anihilacji powstają (w zdecydowanej ilości
przypadków) dwa fotony γ, które w układzie środka masy rozbiegają się w przeciwnych kierunkach.
W układzie laboratoryjnym istnieją mierzalne odstępstwa od przeciwnego kierunku ruchu kwantów
γ, jednak zwykle są one pomijane. Fotony po dotarciu do detektorów promieniowania są
rejestrowane. Do tworzenia obrazu wykorzystywane są te pary kwantów γ, które jednocześnie
dotarły do detektorów. Innymi słowy, w metodzie PET detekcji podlegają koincydencje czasowe
dotarcie kwantów γ do detektorów. Poniżej wypisano przemiany fizyczne prowadzące do emisji
dwóch fotonów γ.
1. Radionuklid w radiofarmaceutyku ulega rozpadowi
W trakcie przemiany, pozyton uzyskuje pewną energię kinetyczną, po wytraceniu której, zwalnia do
prędkości termicznych, a następnie anihiluje z przypadkowym elektronem:
Fotony rozchodzą się w przeciwnych kierunkach.
Najprostszy sposób uzyskiwania obrazu w metodzie PET (nierealizowany w praktyce) można
przeprowadzić następująco. Zgodnie z założeniem, fotony emitowane w trakcie anihilacji poruszają
się w układzie laboratoryjnym w przeciwnych kierunkach. Łącząc za pomocą prostej detektory, które
zarejestrowały jednocześnie dotarcie do nich fotonów γ uzyskujemy informacje, iż na tej prostej
nastąpił akt anihilacji, a zatem gdzieś w pobliżu nastąpił rozpad
. Prostą łączącą detektory, które
zarejestrowały koincydencję czasową dotarcie dwóch fotonów γ nazywamy linią LOR (ang. Line of
Response). Nakładając wiele linii LOR na siebie, możemy uzyskać rozkład raiofarmaceutyku w
badanym obszarze pacjenta.
Rozdzielczość metody PET
Naturalnym ograniczeniem rozdzielczości metody PET jest droga, jaką przebywa pozyton emitowany
po przemianie zanim nie wytraci energii kinetycznej i nie ulegnie anihilacji. Przykładowo, pozytony
emitowane w rozpadzie
Ga uzyskują maksymalną, początkową energię kinetyczną równą 1,90
MeV. W ośrodku materialnym takim jak woda, 50% pozytonów o powyższej energii początkowej,
zostanie wyhamowanych w kuli o promieniu 1,6 mm, zaś 90% pozytonów zatrzyma się w kuli o
promieniu 3,7 mm.
Radionuklidy stosowane w metodzie PET
Wymagania stawiane izotopom promieniotwórczym stosowanym w Pozytonowej Tomografii emisyjnej
są następujące:
1. Izotop musi oczywiście ulegać przemianie
,
2. Energia pozytonów emitowanych przy rozpadzie, powinna być jak najmniejsza.
Charakterystyczną cechą radioizotopów ulegających przemianie
jest ich bardzo krótki okres
połowicznego rozpadu, który w wielu przypadkach uniemożliwia ich praktyczne zastosowanie w
diagnostyce PET. Tabela … zawiera przykłady izotopów ulegających przemianie
Okres połowicznego
Radionuklid
rozpadu
[minuty]
Maksymalne energia
pozytonu [keV]
.
Metoda otrzymywania
20,4
961
Cyklotron
2,04
1190
Cyklotron
10
961
Cyklotron
109,8
635
Cyklotron
7,64
2680
Cyklotron
138
660
68,4
1900
Generator
1,27
3400
Generator
3,60
3210
Jak widzimy, radionuklidem o stosunkowo długim okresie połowicznego rozpadu oraz niskiej energii
emitowanych pozytonów jest izotop fluoru. Jest on najczęściej stosowanym znacznikiem w
radiofarmaceutykach. Dołączony do glukozy (nośnika) tworzy radiofarmaceutyk fluorodeoksyglukozę
(FDA). Niestety, problem stanowi praktyczne otrzymywanie izotopu
. Radionuklid ten można
otrzymać w cyklotronach w wyniku bombardowania przyspieszanymi protonami tarczy zawierającej
tlen:
Konstrukcja Tomografu PET
Zdjęcia tomografów PET, schematy ich budowy jak i uzyskiwane za ich pomocą obrazy można
zobaczyć w na stronie w Wikipedii. Skaner PET składa się z bardzo wielu detektorów scyntylacyjnych
ułożonych na obwodzie pierścienia w środku którego znajduje się badana osoba. Zwykle tomograf
posiada kilka rzędów takich pierścieni. O ile kryształy scyntylacyjne mogę bardzo małe rozmiary, to
fotopowielacze charakteryzują się relatywnie dużymi średnicami. W celu umieszczenia na obwodzie
jak największej liczby detektorów stosuje się następujące rozwiązanie. Fotopowielacze łączone są w
bloki (np. po 4 sztuki) i umieszczane na jednym krysztale scyntylacyjnym. W celu zwiększenia
precyzji określenia błysku scyntylacyjnego, w krysztale wykonywane są nacięcia o odpowiednio
dobranej głębokości, które zostają wypełnione materiałem odbijającym światło. Fala
elektromagnetyczna emitowana w błysku scyntylacyjnym odbija się na wykonanych nacięciach, co
ogranicza jego transmisję w dowolnych kierunkach. Liczba opisanych detektorów umieszczonych na
obwodzie pierścienia wynosi od 100 do około 1000 sztuk, zaś w jednym skanerze PET
zainstalowanych jest od 16 do 32 pierścieni.
Wady i zalety PET.
1. Podstawową wadą metody PET jest trudność w uzyskiwaniu radionuklidów ulegających
przemianie
. Najkorzystniejszy pod względem długości okresu połowicznego rozpadu oraz
energii radionuklid —
jest otrzymywany w cyklotronie. W związku z tym, w pobliżu ośrodka
klinicznego musi znajdować się cyklotron.
2. W porównaniu z metodą SPECT, rozdzielczość w metodzie PET nie zależy od głębokości
badanej tkanki.
3. Diagnostyka PET nie wymaga mechanicznego kolimatora, który występuje w metodzie PET.
Zadaniem kolimatora w SPECT była selekcja odpowiednio padających na kryształ scyntylacyjny
fotonów . Kolimator ren jednak uniemożliwiał jednoczesne dobranie dowolnie dużej czułości i
rozdzielczości gamma kamery. W przypadku PET, kolimacja jest procesem fizycznym —
rejestracji podlegają koincydencje czasowe detekcji pary dwóch fotonów . W ten sposób do
rekonstrukcji obrazu wykorzystywane są głównie fotony, które powstały w wyniku anihilacji
(aczkolwiek istnieje niezerowe prawdopodobieństwo dotarcia w tym samym czasie dwóch
przypadkowych fotonów).