Общие сведения о радионуклидных методах диагностики

Пространственное разрешение и эффективность конструкции коллиматора с параллельными отверстиями можно связать с размерами коллиматора. Если L - длина отверстия, d - его диаметр, а z - расстояние от источника до коллиматора, то пространственное разрешение коллиматора R_c даётся выражением:

(1)

Отсюда следует, что пространственное разрешение улучшается с увеличением длины отверстий или их числа на единицу площади коллиматора при оптимальной толщине септы. Таким образом, чем большее число отверстий меньшего диаметра можно разместить на одной и той же площади, тем выше разрешение. Кроме того, весьма существенно то, что пространственное разрешение можно повысить, если уменьшить расстояние между источником и поверхностью коллиматора.

Геометрическая эффективность g коллиматора определяется выражением:

(2),

где t - толщина свинцовой септы между отверстиями, K - постоянная, зависящая от формы отверстия (например, для шестигранных отверстий, расположенных в узлах гексагональной матрицы, К = 0,26). Следует заметить, что в случае точечного источника, находящегося в воздухе, величина g не зависит от расстояния между источником и коллиматором, поскольку квадратичная зависимость в знаменателе (2) компенсируется ростом экспонированной площади детектора.

Собирающий коллиматор с большим числом отверстий даёт наилучшее сочетание высокого разрешения и чувствительности, достигаемое за счёт уменьшения поля зрения системы, а также, ценой определённых искажений изображения. Рассеивающий коллиматор с большим числом отверстий обеспечивает большое поле зрения, особенно при работе с гамма-камерой с малой площадью детектора. Однако в этой конструкции как пространственное разрешение, так и чувствительность снижены, а наличие зависимости увеличения от глубины приводит к искажениям в изображении.

Сцинтилляционные кристаллы. В большинстве гамма-камер применяются тонкие (толщиной 6 - 12 мм) одиночные сцинтилляционные кристаллы иодистого натрия, активированого таллием NaI(Tl). Эти кристаллы большого диаметра (до 50 см) излучаю свет в сине-зелёной области спектра (в близи длины волны 415 нм), что согласуется со спектральной характеристикой стандартных бищелочных ФЭУ. Они характеризуются большим атомным номером и высокой плотностью, причём их линейный коэффициент поглощения излучения при энергии 150 кэВ составляет 2,22 см -1. Таким образом в кристалле толщиной около 10 мм поглощается 90% m -квантов с энергией 150 кэВ. Время высвечивания для кристалла равно 230 нс, что позволяет достичь скоростей счёта порядка нескольких десятков тысяч отсчётов в секунду без изменения свойств сцинтиллятора. Кристалл NaI(Tl) имеет наибольший световой выход из всех наиболее известных неорганических сцинтилляторов (табл.1) и хорошо пропускает собственное излучение. Несмотря на гигроскопичность и, следовательно, необходимость герметизации, этот кристалл практически незаменим при энергиях m -излучения около 100 кэВ. Разрешение по энергии для тонких кристаллов NaI(Tl) составляет 10 - 12% при энергии 150 кэВ.

Рисунок 12. Сцинтилляционные кристаллы вольфрамата свинца

Световод. Из-за высокого коэффициента преломления кристалла NaI(Tl) равного 1,85, для оптического сопряжения сцинтиллятора и ФЭУ необходимо применять световод.

Это уменьшает потери света при его прохождении к ФЭУ, поскольку световоды изготавливают из прозрачной пластмассы с коэффициентом преломления, близким к 1,85, а его форму тщательно подбирают в соответствии с конфигурацией фотокатода ФЭУ. Кроме того, применение световода позволяет уменьшить флуктуации в эффективности съёма света по поверхности сцинтилятора. В последнее время вместо световода стали применять микропроцессорную систему коррекции изобрадения.

Рисунок 13. КИВЛ-01 световод одноразовый с иглой для влок.

Предназначен для проведения процедур внутривенного облучения крови.

Фотоумножитель. Оптимальной конфигурациец с точки зрения плотной упаковки фотоумножительных трубок (с круглым или гексагональным сечением) на поверхности круглого сцинтилляционного кристалла является гексагональная матрица, состоящая из 7, 19, 37, 61 и т.д. ФЭУ. Спектральная характеристика фотокатода ФЭУ согласуется со спектром светового излучения сцинтиллятора путём введения бищелочных материалов (таких, как SbK₂Cs). Фотоумножительные трубки тщательно подбираются по коэффициенту усиления с тем, чтобы упростить регулировку ФЭУ для получения однородного распределения чувствительности по поверхности сцинтиллятора при приложении высокого напряжения и регулировке усиления ФЭУ.

Блок аналоговых электронных устройств. Для получения позиционной информации от аналоговых выходных устройств фотоумножительных трубок используется емкостная (а в последнее время и резистивная) схема. По относительной интенсивности выходных сигналов определяют координаты x и y сцинтилляционного события и создаю четыре сигнала (x+, x-, y+, y-) для формирования изображения на экране электронно-лучевой трубки (ЭЛТ) и (или) на запоминающем осциллографе. Полная интенсивность сигнала z (её не следует путать с пространственной координатой) даётся выражением:

z = x⁺+ x-+ y⁺+ y- (3)

А координаты x и y записываются в виде:

(4),

(5),

где k - постоянная. Эти выражения иногда называют логическими соотношениями Энгера.

Сигнал z подаётся на одноканальный амплитудный анализатор импульсов (ОАА), который имеет два уровня ограничения с тем, чтобы определить, соответствует ли пришедший сигнал ожидаемому сигналу от зарегистрированного m -кванта. Современные гамма-камеры оснащены двумя или тремя ОАА, что позволяет одновременно регистрировать несколько световых импульсов. При высоких скоростях счёта квантов аналоговые устройства могут перегружаться из-за взаимного положения сцинтилляционных сигналов от детектора. Кроме того, в системе начинают возникать сбои (пропуски импульсов) из-за наличия собственного времени восстановления электронных устройств гамма-камеры. Истинная скорость счёта (N) системы связана с наблюдаемой скоростью счёта (n) выражением:

(6),

где ф - постоянная времени восстановления, которая приблизительно равна 4 мкс.

Свинцовый экран. Чтобы свести к минимуму регистрацию паразитного излучения из областей вне поля зрения коллиматора, сцинтилляционный кристалл и электронные устройства гамма-камеры помещают в массивный свинцовый экран. При разработке гамма-камер для уменьшения массы вращающихся частей приходится значительно уменьшать габариты защитного экрана. многие гамма-камеры снабжены экранами, которые достаточны лишь для минимальной защиты от низкоэнергетических m -квантов (с энергией менее 250 кэВ), и это вместе с использованием тонких кристаллов позволяет применять лишь низкоэнергетические радионуклиды (99Tcm, 111In, 123I, 201Tl). Основная современная тенденция развития гамма-камер - увеличение потока информации без повышения дозы радиофармпрепаратов, вводимых пациенту. Это позволяет сократить время исследования, улучшить качество изображения, а в ряде случаев - расширить функциональные возможности.

Технически это достигается за счет увеличения площади поля зрения детектора, перехода от детекторов с полем зрения круглой формы к прямоугольной и увеличения числа детекторов.

В настоящее время все ведущие производители и поставщики гамма-камер: Siemens, General Electric, Toshiba, Sopha Medical освоили производство и поставляют модели гамма-камер с двумя детекторами прямоугольной формы с размерами поля зрения не менее 350 - 510 мм. Цена этих гамма-камер - от 600 тыс.долларов и выше.

6. Ядерно-медицинские аппараты

В зависимости от способа и типа регистрации излучений все приборы делят на шесть групп:

· медицинские радиометры - для регистрации относительной радиоактивности в органе или в пробах биологических сред (радиометрия щитовидной железы, радиометрия гормонов в крови и др.);

· медицинские радиографы - для регистрации динамики перемещения РФП в организме с представлением информации в виде кривых (ренография, гепатография, кардиография и др.);

· дозкалибраторы - для измерения абсолютной величины активности РФП, вводимой пациенту;

· счетчики всего тела - для измерения общей активности РФП в теле пациента (определение эффективного периода полураспада нуклида, оценка тканевого этапа йодного обмена и др.)

· скеннеры, профильные скеннеры - для регистрации распределения РФП в органе или теле больного с представлением данных в виде рисунка (скеннограм) или кривых (определение участка повышенного накопления РФП при профильном сканировании);

· сцинтилляционная m-камера, оснащенная ЭВМ - для регистрации динамики перемещения и распределения РФП с одновременным получением на дисплее ЭВМ изображения органа и кривых, отражающих его функцию. По своим функциональным возможностям заменяет радиограф и сканер.

Принципиальная схема устройства всех типов ядерно-медицинских приборов одинакова и позволяет выделить три части:

· детектор - воспринимающая часть прибора, обращенная непосредственно к источнику излучения - пациенту, которому введен РФП. Сцинтилляционный детектор в качестве основных элементов имеет коллиматор, кристалл йодида натрия (сцинтиллятор), фотоэлектронный умножитель (ФЭУ). m-кванты РФП, попадая на детектор, вызывают в кристалле образование световых вспышек (сцинтилляций) низкой интенсивности. Преобразование слабого светового сигнала в электрический осуществляется ФЭУ;

· электронная схема усиления сигналов от детектора;

· регистрирующее устройство позволяет получить информацию на фотобумаге, цифровую или графическую запись на бумаге или дисплее ЭВМ.

Заключение

Радионуклидное исследование дает возможность увидеть не только структуру органа, как например, при ультразвуковом или магнитно-резонансном исследовании, но рассмотреть его на молекулярном уровне, понять, как он функционирует. Для каждой ткани существует свое вещество, которое доставляет гамма-кванты к нужному месту. Сколько органов и систем в нашем организме - столько и препаратов. Преимущество радионуклидной диагностики по сравнению с другими методами диагностики - в её универсальности. Радионуклидная диагностика может использоваться для определения многих изменений и подходит для комплексного выявления различных проявлений болезней.

Подводя итог, следует отметить, что описанная диагностика не только имеет право на существование, но зачастую является незаменимым методом в диагностике и выявлении патологий и даже составляет конкуренцию таким методам диагностики как КТ (компьютерная томография) и МРТ (магнитно-резонансная томография).

Список использованных источников

1. Борейко, С.Б. Радионуклидная диагностика метастатических поражений костной сисетмы / С.Б. Борейко // Невский радиологический форум 2011: сб. науч. работ / под ред. JI.A. Тютина- СПб., 2011. С. 30.1. Амосов, A.B. Визуализирующие методы исследования / A.B. Амосов, В.В. Борисов // Нефроурология: руководство для врачей. М., 2000. - С. 101-126

2.Банержи, А. Медицинская статистика понятным языком / А. Бенержи. М.: Практ. медицина, 2007.- 288 с.

3. Амосов В.И. Современные методические подходы в лучевой диагностике микроциркуляторных и вентиляционных дисфункций легких / В.И. Амосов // Ученые записки Санкт-Петербургского ГМИ им. акад. И.П.Павлова. СПб., 1999. - № 6. - С 14-18.

4. Ю.Б Лишманов, В.И. Радионуклидная диагностика для практических врачей. Томск, 2004, с. 294-307.

5. С.К. Терновой (редактор). Серия «КАРМАННЫЕ АТЛАСЫ ПО ЛУЧЕВОЙ ДИАГНОСТИКЕ» С.П.Паша, С.К. Терновой. Радионуклидная диагностика. М. 2008, с. 21-26.

Размещено на Allbest.ru