Seminární práce. Zuzana Michalová, DiS. Studijní obor: Radiologický asistent

Transkript

1 Univerzita Karlova v Praze 2. lékařská fakulta Klinika Nukleární Medicíny Seminární práce Přehled typů scintilačních kamer používaných na pracovištích nukleární medicíny Zuzana Michalová, DiS. Studijní obor: Radiologický asistent

2 OBSAH: 1. Úvod 3 2. Princip scintilační kamery Kolimátor Dělení kolimátorů dle energie záření Dělení kolimátorů dle rozlišení a citlivosti Dělení kolimátorů dle geometrického uspořádání otvorů Scintilační krystal Fotonásobič Zesilovač Analyzátor impulsů Způsoby záznamu obrazových dat Plynulý záznam Maticový záznam Intervalový záznam Typy zobrazovacích metod Statická scintigrafie Dynamická scintigrafie Emisní počítačová tomografie (ECT) SPECT PET Hybridní kamery SPECT & CT PET & CT Příklady prováděných vyšetření Použitá literatura

3 1. Úvod Nukleární medicína se dělí na dvě hlavní složky diagnostickou a terapeutickou. Diagnostická se dále dělí na in vivo (radiofarmaka se zářiči gama se aplikují do organismu) a in vitro (stanovení koncentrace různých látek v séru). Důležitým rysem nukleární medicíny jako diagnostické metody je zejména její neinvazivní charakter, který umožňuje použití jejích metod rovněž v pediatrii a zejména při sledování zdravotního stavu pacientů a efektu terapie mnoha onemocnění. Na rozdíl od radiodiagnostiky není zdrojem záření přístroj, ale samotný pacient nebo jeho vyšetřovaný orgán. Laborant tedy může pořídit libovolný počet snímků, aniž by se změnila radiační zátěž pacienta. Aby se pacient stal zdrojem záření, musí mu být aplikováno tzv. radiofarmakum. To tvoří chemické molekuly, které určují jeho chování v těle pacienta a radionuklid, který musí emitovat fotony ve velkém množství o energiích, které mohou být detekovány scintilační kamerou

4 2. Princip scintilační kamery Scintilační kamera je přístroj, který snímá fotony záření gama současně z celého zorného pole, převádí je na elektrické impulsy a pomocí nich pak na displeji vytváří scitigrafický obraz distribuce radiofarmaka v tomto zorném poli. Prakticky jediným druhem scintilačních kamer používaných nukleární medicíně jsou kamery Angerova typu (kromě PET kamery). Kamera se skládá ze tří základních částí: stínícího materiálu, vlastního detektoru a elektronické vyhodnocovací aparatury. Princip: ve vyšetřovaném orgánu máme tři lokalizovaná ložiska A, B a C se zvýšenou koncentrací radiofarmaka. Protože se záření z místa svého vzniku šíří všemi směry je stínění a tedy jeho kolimace důležitou součástí celé sestavy. Kolimátor tak vytvoří rovinnou projekci distribuce radiofarmaka do modře označené roviny na obr. Zde je umístěn tenký velkoplošný scintilační krystal. Každý foton záření gama, který projde kolimátorem vyvolá v krystalu scintilační záblesk velkého počtu fotonů (viditelného) světla. Scintilace v krystalu jsou snímány soustavou fotonásobičů převáděny na elektrické impulsy (fotonásobiče jsou opticky přilepeny na krystal na obr. jsou pro jednoduchost nakresleny jen dva F1 a F2). Nedojde-li k pohlcení fotonu ve stěně kolimátoru, vyvolá v místě A, B a C v krystalu scintilaci. Na fotonásobič F1, který je blízko místa A scintilace, dopadne z tohoto záblesku poměrně velký počet fotonů, takže impuls na jeho výstupu bude mít vysokou amplitudu, zatímco vzdálený fotonásobič F2 obdrží jen nepatrnou porci z těchto fotonů a jeho impuls bude velmi nízký. Pro foton z místa B nastane scintilace zhruba uprostřed mezi fotonásobiči F1 a F2, takže i amplituda jejich impulsů bude přibližně stejná. Situace pro foton z místa C (co se týče fotonásobičů F1a F2) je přesně opačná jako u fotonu z místa A. Porovnáním amplitud impulsů z jednotlivých fotonásobičů lze vypočítat polohu záblesku v krystalu, a tím i místo v těle pacienta, odkud byl foton gama vyzářen. Impulsy z jednotlivých fotonásobičů jsou vedeny na elektrický obvod komparátor, kde se provádí porovnávání amplitud impulsů a vytvářejí se výsledné souřadnicové impulsy X a Y ty již nesou přímou informaci o poloze scintilace v krystalu a tím i o poloze místa ve vyšetřovaném orgánu. Tyto impulsy X a Y se po zesílení vedou na vychylovací destičky osciloskopické obrazovky, kde určují polohu záblesku na stínítku takto vzniká analogový scintigrafický obraz (dnes už překonaný). Kromě toho se impulsy ze všech - 4 -

5 fotonásobičů vedou ještě na sumační obvod. Odtud se impulsy vedou na amplitudový analyzátor, jehož okénko se nastavuje tak, aby propustilo pouze impulsy odpovídající fotopíku totální absorpci záření gama v krystalu. Tyto impulsy se označují jak Z a jsou uniformní trigrovací impulsy tzn. teď byl zaznamenán správný foton a souřadnicové impulsy X a Y jsou platné, pak jsou odvedeny na mřížku osciloskopické obrazovky. U moderních přístrojů je osciloskopická obrazovka nahrazena speciálním obvodem analogově digitálním převodníkem ADC (Analog-to-Digital Converter). Vlastní proces konverze je spuštěn trigrovacím impulsem Z, který oznamuje, že byl detekován validní foton záření gama. Amplitudy souřadnicových impulsů X a Y potom ADC-konvertor převede na digitální (číselnou) informaci bitovou kombinaci a pošle je na odpovídající adresu buňky v počítači. V paměti počítače je vyčleněna určitá sekvence buněk pro zápis těchto digitalizovaných impulsů; tyto buňky jsou softwarově uspořádány do tzv. obrazové matice (64x64, 128x128, 256x256, 512x512 buněk). Každá buňka v obrazové matici topograficky odpovídá určitému místu v zobrazovaném vyšetřovaném orgánu. Před začátkem akvizice jsou obsahy všech buněk vynulované. Přijde-li z ADC-konvertoru digitalizovaný impuls na některou buňku, její obsah se zvýší o 1. Fotony záření gama, které jsou převedené na elektrické impulsy a digitalizované, postupně osazují buňky v obrazové matici paměti počítače, podle místa vyzáření, stále rostoucími hodnotami jejich obsahu. Obrazová - 5 -

6 matice z paměti počítače je pak elektronicky zobrazována (mapována) na obrazovku monitoru počítače. Díky tomu, že vývoj postupuje rychle kupředu, má každý fotonásobič svůj výstup na ADC-konvertor a výpočet souřadnic scintilací v krystalu neprobíhá v analogovém komparátoru, ale v digitálním mikroprocesoru, který již přímo osazuje příslušné adresy v obrazové matici počítače příslušnou numerickou informací Kolimátor Vzhledem k tomu, že se v místě měření vždy vyskytuje jak přírodní záření tak i záření z okolních zdrojů (neopomenutelnou složkou je tzv. radiační pozadí: radioaktivita materiálů detektoru, stěn budovy, půdy, hornin, vzduchu a kosmické záření) je úkolem kolimátoru vytvoření co nejdokonalejší rovinné projekce distribuce radioaktivity ve vyšetřovaném objektu. Aby bylo měření co nejpřesnější musíme odstínit všechny nežádoucí složky pozadí, při měření in vivo jsou tedy všechny citlivé součásti přístroje odstíněny olovem, navíc je třeba vymezit směr, ze kterého měřené záření přichází a potlačit jeho nežádoucí složky z jiných směrů. Proto tomuto záření postavíme do cesty olověnou desku, provrtanou velkým množstvím drobných rovnoběžných otvorů. Tímto kolimátorem mohou projít pouze ty fotony gama, které se pohybují přesně ve směru osy otvorů. Ostatní fotony, které jdou šikmo se pohltí na olověných přepážkách mezi otvory. Vzhledem k množství užívaných radiofarmak je pro každou energii zvláštní typ kolimátoru. Výměnou kolimátoru můžeme použít jednu gamakameru k několika typům vyšetření. Nejužívanějším typem jsou kolimátory s paralelními otvory

7 Dělení kolimátorů dle energie záření Kolimátory pro vysoké energie (HE - High Energy), mají robustní konstrukci s dostatečně tlustými přepážkami mezi otvory, aby byla zabezpečena dostatečná absorpce záření gama přicházejícího z šikmých směrů aby nedocházelo k prozařování přepážkami. (dnes se již neužívá detekci záření gama o energii 511 kev převzala speciální PET kamera) Kolimátory pro střední energie (ME - Medium Energy), nejčastěji používané pro 364 kev 131 I, jejich konstrukce je také poměrně robustní s tloušťkou přepážek mezi otvory asi 2-3 mm. Kolimátory pro nízké energie (LE - Low Energy), nejčastěji používané pro 140 kev 99m Tc, jsou poměrně subtilní konstrukce s velkým počtem drobných otvorů. Přepážky jsou tenké asi 0,2 0,5 mm

8 Dělení kolimátorů dle rozlišení a citlivosti Toto rozdělení se týká jen kolimátorů pro nízké energie (u robustních kolimátorů HE a ME nemůžeme vzhledem k tlustým přepážkám mezi otvory dosáhnout ani dobrého rozlišení, ani vysoké citlivosti) Kolimátory s vysokou účinností citlivostí (HS - High Sensitivity) mají krátké a větší otvory, z čehož vyplývá, že přepážky jsou tenčí. To vše, aby kolimátorem procházelo co nejvíce záření gama z většího prostorového úhlu pro každý otvor. Zvýšené množství záření však zhoršuje rozlišovací schopnost zobrazení, která se navíc poměrně rychle zhoršuje se vzdáleností od čela kolimátoru. Z tohoto důvodu je HS kolimátory používají jen velmi zřídka. Kolimátory s vysokým rozlišením (HR - High Resolution) mají delší a drobnější otvory (asi 1-2 mm) s tenkými přepážkami (asi 0,2 0,4 mm), takže každý otvor snímá záření z poměrně malého prostorového úhlu. Vyšší rozlišení však vede k poněkud nižší detekční účinnosti. Kolimátory s ultra vysokým rozlišením (UHR Ultra High Resolution) mají dlouhé a velmi drobné otvory (asi 1 mm) a dostatečně tenké přepážky (asi 0,1 0,2 mm), to zaručuje velmi vysokou rozlišovací schopnost, která se navíc jen pomaleji zhoršuje se vzdáleností od čela kolimátoru. Tohoto výsledku se však dosahuje za cenu výrazně snížené citlivosti (detekční účinnosti), což značně omezuje použitelnost tohoto kolimátoru. Univerzální kolimátory s vhodným kompromisem mezi rozlišením a citlivostí (LEAP Low Energy All Purpose). Řada pracovišť však akceptuje spíše vyšší rozlišovací schopnost při poněkud zvýšené době akvizice či poněkud vyšší použité radioaktivitě

9 Dělení kolimátorů dle geometrického uspořádání otvorů Kolimátory konvergentní a divergentní se sbíhajícími nebo rozbíhajícími se otvory směřujícími do určitého bodu (ohniska), umožňují zvětšení nebo zmenšení obrazu promítnutého na scintilační krystal kamery. Tyto kolimátory se užívaly v minulosti, kdy se např. plíce nevešly do zorného pole kamery (divergentní kolimátor), nebo při zobrazování srdce, aby se využilo celé zorné pole kamery (konvergentní kolimátor). Kolimátor Pinole (jednoděrový kolimátor) je nejjednodušším druhem kolátoru na principu dírkové komory, využívající přímočaré šíření fotonů. Jeho detekční účinnost je velmi malá. Jeho pozoruhodnou vlastností je velikost obrazu (měřítko zobrazení) velmi silně závisí na vzdálenosti zobrazovaného objektu od otvoru kolimátoru. Je-li vzdálenost zobrazovaného orgánu od otvoru menší než vzdálenost otvoru od krystal kamery, poskytuje Pinole zvětšené zobrazení, čehož se s výhodou využívá při zobrazení štítné žlázy. Kolimátor Fan Beam je konvergentní jen v jednom směru, zatímco v druhém směru jsou otvory paralelní ohnisko je přímka. Tyto kolimátory se mohou využít u scintigrafie SPECT při zobrazení mozku a myokardu. Mají realitně vysokou citlivost a zároveň dobré rozlišení i ve větších vzdálenostech od čela (právě při vyšetření myokardu a mozku nemůžeme vzhledem ke geometrickým proporcím při rotaci přiblížit detektor kamery dostatečně blízko)

10 2.2. Scintilační krystal Scintilační detektory ionizujícího záření jsou založeny na vlastnosti některých látek reagovat světelnými záblesky (scintilacemi) na pohlcení kvant ionizujícího záření. Světelné fotony jsou pak přeměněny na tok elektronů v zařízení zvaném fotonásobič, na jehož výstupu registrujeme elektrický impuls. Nejstarším používaným scintilátorem je sirník zinečnatý aktivovaný stříbrem ZnS(Ag). Pro účely detekce záření gama se však nejčastěji používá jodid sodný aktivovaný thaliem NaI(Tl), ve formě monokrystalu o průměru až 50 cm a tloušťce 6-12 mm. Scintilátor emituje modrozelené světlo vlnové délky 415 nm. Nejúčinněji jsou zaznamenávány fotony záření gama s energií do 100 kev, ale ještě při energii 150 kev je v krystalu o tloušťce 10nm absorbováno kolem 90 % fotonů dopadajících na krystal. Krystla NaI(Tl) je použitelný pro energie zhruba do 500 kev, s rostoucí energií fotonů však rychle klesá detekční účinnost. NaI(Tl) krystaly jsou silně hygroskopické, musí tedy být hermeticky uzavřeny v hliníkovém obalu. Také jsou velmi křehké a musí se proto s nimi zacházet opatrně. Teplota v místnosti se nesmí rychle měnit, aby nedošlo k rozlomení krystalu a tím ke zničení přístroje Fotonásobič Vzhledem k vysokému indexu lomu krystalu je nutné zajistit dobrý optický kontakt mezi krystalem a fotonásobičem. K tomu slouží světlovod z průhledného plastického materiálu se stejným indexem lomu jako má krystal. Fotonásobič je velmi citlivý elektronický prvek sloužící k detekci velmi nízkých světelných toků - záblesků scintilátorů. Uvnitř světlotěsně uzavřeného pracovního prostoru fotonásobiče je fotokatoda, ze které při dopadu světelného kvanta vyletí elektron. Ten je soustavou elektrod (dynod) urychlován k dalším elektrodám (dynodám) a na každé z nich uvolní další sekundární elektrony. Vzniká stále silnější proud elektronů, který vyvolá v měřicích obvodech fotonásobiče elektrický impuls. Ten je dále veden do předzesilovače. Amplituda tohoto impulsu je úměrná počtu světelných fotonů dopadajících na fotokatodu a počet světelných fotonů je zase úměrný energii fotonů gama interagujících s hmotou scintilačního krystalu

11 Počet fotonásobičů je až 90 i více. Čím větší je počet fotonásobičů, tím lepší je prostorové rozlišení gamakamery jako celku. Obvykle jsou hexagonálního tvaru o průměru 3 cm. Výstup z fotonásobičů slouží ke generování X,Y souřadnic místa interakce gama fotonu s hmotou scintilačního krystalu prostřednictvím pozičního obvodu. Impulsy jsou dále tvarovány v předzesilovači a zesíleny v zesilovači, tříděny v analyzátoru impulsů a nakonec registrovány v čítači Zesilovač Zesilovač zvětšuje signál přicházející z předzesilovače a propouští ho dále do analyzátorů impulsů ke třídění v závislosti na jeho amplitudě Analyzátor impulsů Je to zařízení, které vybírá pouze impulsy předem zvolené velikosti a propouští je dále do registrační aparatury (čítač, počítač). Jde tedy o přístroj umožňující přesné měření porovnání amplitud impulsů, které pak vytvářejí výsledné souřadnicové impulsy X a Y (ty již nesou přímou informaci o poloze scintilace v krystalu a tím i o poloze místa v organismu z něhož byl příslušný foton gama vyzářen)

12 3. Způsoby záznamu obrazových dat Obrazová data ze scintilační kamery lze zaznamenat v analogové nebo digitální formě. Analogové obrazy jsou podobně jako rentgenové snímky zobrazovány na film pomocí speciálních multiformátových kamer (film zčerná v každém místě, ve kterém došlo k absorpci fotonu a intenzita zčernání je úměrná množství absorbovaných fotonů). U digitálního obrazu jsou data z detektoru gamakamery nejprve digitalizována v analogově digitálním převodníku a pak se ukládají do paměti počítače ve formě plynulého, maticového nebo intervalového záznamu. analogový obraz překrytý maticí 6x6 digitální obraz 3.1. Plynulý záznam (list mode) Jde o průběžné ukládání jednotlivých impulsů do paměti počítače za sebou tak, jak během vyšetření přicházejí ze scintilační kamery. V nejjednodušším uspořádání se ukládají souřadnice zaznamenávaných impulsů a časové značky elektronických hodin. Po ukončení záznamu je nutno obraz nebo časovou sekvenci obrazů z uložených dat rekonstruovat. Výhodou je možnost sestavení obrazů do libovolně velkých obrazových matic s různým počtem prvků a možnost volby libovolných časových intervalů. Tento způsob se používá při speciálních vyšetřeních a při zavádění nových metod, kdy se teprve hledá optimální načasování snímků a ladí podrobnosti snímacího postupu

13 3.2. Maticový záznam (frame mode) Tento způsob záznamu je nejpoužívanější. Spočívá v přímém ukládání impulsů do obrazových prvků předem zvolené matice (nejčastěji 64x64 a 128x128 polí, ale jsou i 256x256 a 512x512). Snímání obrazu se ukončí po předem zvolené době nebo po nastřádání předem zvoleného počtu impulsů. Výhodou maticového záznamu je rychlé přímé vytváření obrazu, jehož průběh můžeme sledovat na obrazovce; a menší nároky na kapacitu paměti počítače. Nevýhodou je, že rozměr obrazové matice a interval záznamu nelze dodatečně měnit Intervalový záznam (gate mode) (hradlovaný) Umožňuje předejít rozmazání obrazu vlivem periodických pohybů zobrazovaných orgánů (dýchací pohyby, činnost srdce). Principem je synchronizace snímání s pohybem a záznam obrazů v jednotlivých fázích pohybu. Nejčastěji se tento způsob používá při rovnovážné radionuklidové ventrikulografii a vyšetření perfuze myokardu. Doba jednoho tepu je rozdělena na zvolený počet intervalů stejné délky (např. při tepové frekvenci 60/min. a rozdělení tepového intervalu 1s na 20 částí je délka 1 snímacího intervalu 50 ms). V paměti počítače jsou připraveny prázdné obrazy v počtu odpovídajícím počtu intervalů. Do těchto obrazů se opakovaně zaznamenávají impulsy přícházejících z kamery v příslušných intervalech. Záznam je synchronizován s EKG. Během jednoho intervalu se v obrazové matici zaznamená jen velmi malý počet impulsů, který by k vytvoření obrazu nestačil. Po záznamu impulsů z mnoha set cyklů však vzniknou kvalitní snímky jednotlivých fází srdečního cyklu

14 4. Typy zobrazovacích metod Scintigrafické metody dělíme na statické a dynamické podle toho, zda zachycují rozložení radiofarmaka v jednom nebo více časových intervalech, a dále na planární a tomografické podle toho, zda zobrazují jednu projekci nebo obraz řezu, tenké vrstvy, rekonstruovaný z mnoha projekcí. Tomografické metody poskytují převážně statické obrazy, planární zobrazení poskytované běžnými scintilačními kamerami může být statické nebo dynamické Statická scintigrafie Při statických vyšetřeních se po určitou dobu snímá jeden obraz. Je možné sledovat rozložení radiofarmaka ve vyšetřované oblasti. Vyšetření se prování několik minut až hodin po aplikaci. Tato doba je zvolena např. tak, aby se označená látka nahromadila v dostatečném množství ve všech buňkách s normální funkcí. Na snímku potom místa s menším počtem impulsů mohou odpovídat hyperfunkci (interpretace záleží na druhu použitého indikátoru), jindy se indikátor hromadí pouze v patologickém ložisku (např. při pozitivní scintigrafii nádorů) Dynamická scintigrafie Při dynamickém záznamu dat sledujeme různě rychlé časové změny distribuce radiofarmaka v těle (např. krevní průtok). Podle rychlosti funkčních nebo metabolických dějů musíme předvolit počet obrazů (framů) a dobu trvání jednoho obrazu. Protože se rozložení radiofarmaka může měnit velmi rychle a délka trvání záznamu dat jednoho obrazu je omezená, musíme použít kolimátory s vysokou citlivostí, abychom dosáhli dostatečnou informační hustotu. Záznam lze hodnotit vizuálně, kvantitativně nebo výpočtem křivek z oblastí zájmu, ze kterých se odvozují diagnostické parametry vyšetřované funkce

15 4.3. Emisní počítačová tomografie (ECT) Tomografie je zobrazení řezu. Řezem je míněna tenká vrstva, plochý výřez z třírozměrného objektu ve zvolené rovině. Planární scintigrafické obrazy mají z tohoto hlediska závažné úskalí, jde o překrývání struktur uložených v různých hloubkách. Jednou z hlavních předností je podstatně vyšší kontrast zobrazení lézí (až 10-krát), které na transverzálních řezech nejsou překrývány zářením z tkáňového pozadí. Tomografické vyšetření můžeme provádět pomocí dvou typů radionuklidů. Použijeme-li zdroj gama záření, pak hovoříme o jednofotonové emisní tomografii (Single Proton Emission Computed Tomography), použijeme-li zdroj pozitronového záření, hovoříme o pozitronové emisní tomografii (Positron Emission Tomography) SPECT Tomografické gamakamery mají principiálně stejný detektor jako planární kamery, avšak konstrukce gantry umožňuje pohyb detektoru kolem těla pacienta. Minimální úhel rotace je 180 v malých úhlových krocích. Dráha detektoru kolem pacienta může být kruhová, ale i eliptická. Moderní kamery jsou vybaveny zařízením, které automaticky udržuje optimální vzdálenost detektoru od povrchu těla pacienta (body contouring). Tomografické kamery mohou mít jeden, dva nebo tři detektory. Tomografické vyšetření probíhá ve dvou fázích: nejprve se provede záznam projekcí a potom rekonstrukce obrazu (ze série planárních scintigrafických obrazů snímaných pod různými úhly se počítačově rekonstruuje obraz distribuce radioaktivity v myšleném příčném řezu)

16 Během snímání se zaznamenává řada projekcí, které se liší úhlem pohledu na zobrazovanou vrstvu. Postupuje se v krocích po jednom nebo několika málo stupních kolem dokola, přes 180 nebo celých 360. Jednotlivé projekce řádky se postupně ukládají do paměti počítače jako řádky pomocného obrazu, který se označuje jako sinogram, a který představuje kompletní sadu projekcí pro rekonstrukci jedné vrstvy. Rekonstrukční metoda využívající zpětné projekce je ze všech rekonstrukčních postupů nejjednodušší. Rozlišuje se na zpětná projekce jednoduchá a filtrovaná. Při jednoduché zpětné projekci je informace obsažená v jednom pixelu každého obrazu přenesena do všech pixelů v paměti počítače nacházejících se v přímce kolmé k rovině detektoru. Výsledkem je hvězdicovitý obraz léze, který sice správně ukazuje její lokalizaci, ale je bohužel rozmazán. V současnosti je nejpoužívanější algoritmus filtrované zpětné projekce, jež odstraní hvězdicovitý artefakt, čímž se obraz léze více přiblíží skutečnosti PET Pozitronová emisní tomografie je založena na principu koincidenční detekce dvou anihilačních fotonů vzniklých ve tkáni při interakci pozitronu s elektronem. Tyto dva fotony, které vznikají ve stejný okamžik, mají stejnou energii 511 kev a jsou emitovány v prostorovém úhlu 180. V současných systémech je velké množství detektorů (až tisíce) uspořádaných do kruhu. Každý detektor je spojen s protilehlým ve stejném kruhu koincidenčním obvodem, což znamená, že zachytí jen fotony dopadající na oba protilehlé detektory současně, tedy právě jen ten případ, kdy došlo k anihilaci. Počet kruhů je až šestnáct a jsou uspořádány v řadách, což umožňuje současné snímání několika transaxiálních řezů. Zorné pole je vymezené šířkou kruhů detektorů. Data jsou střádána v paměti počítače způsobem frame mode. Rekonstrukce obrazů je prováděna stejným způsobem jako u metody SPECT. Detektor scintilační kamery PET nemá klasický kolimátor neboť kolimace je realizována elektronicky. Vzhledem k poměrně vysoké energii anihilačního záření gama 511 kev se ve scintilačních krystalech místo obvyklého NaI(Tl) používá materiál BGO (germaniová sůl bismutu), který má větší hustotu a vyšší detekční účinnost

17 Obnažená PET kamera. 4.4 Hybridní kamery Hlavním cílem je spojit anatomii s fyziologií, aby bylo možno lépe vyjasnit lokalizaci, charakter a původ patologických ložisek a abnormalit přiřadit ložiska zobrazená na scintigramu anatomickým strukturám v organismu. Velkým problémem je to, že obrazy z různých modalit byly snímány v různou dobu, při různém měřítku zobrazení a s odlišnou geometrickou konfigurací pacienta vzhledem k zobrazovacímu zařízení. Proto je snaha kombinovat některé zobrazovací metody do jednoho přístroje

18 SPECT & CT Pro pracoviště, která nemají vlastní cyklotron, je toto zařízení jedinou možností jak dosáhnout kombinace funkčního vyšetření a standardního CT PET & CT Toto zařízení kombinuje výhody zobrazování metodou PET a CT. Pacient podstoupí nejprve vyšetření PET a poté jednoduše popojede hlouběji k CT scanneru. Obrázky z obou metod je možné sloučit a překrýt, což je další výhodou a předpokladem pro určení správné diagnózy. Hybridní kamera PET + CT Kombinovaný PET/CT axiální snímek v oblasti hrudníku. Na snímku je jasně vidět patologická funkce tumoru v plicích

19 5. Příklady prováděných vyšetření Rovnovážná hrdlovaná ventrikulografie Pacient leží na zádech, detektor je skloněn v úhlu laterolaterálně a kaudálně a připojíme elektrody EKG, které slouží jako zdroj hradlovacího signálu. Srdeční cyklus je rozdělen do obrazů. Doba po kterou se příslušný oddíl plní impulsy, závisí na srdeční frekvenci. Nasnímáme srdečních cyklů; 6 milionů impulsů RAF erytrocyty značené 99m Tc. Prvoprůtoková angiokardiogra fie Pacient leží pod detektorem, ten je skloněn v úhlu pro snímání v pravé přední šikmé projekci. Snímání realizujeme v list modu, vyjímečně ve frame modu po dobu 20 až 30 s, s dobou trvání jednotlivých vytvořených nebo zrekonstruovaných obrazů 50 až 100 ms, případně 250 ms pro detekci zkratů. Počítač startujeme bezprostředně před spláchnutím bolu fyziologickým roztokem. RAF 99m Tc MIBI, DTPA, erytrocyty, pertechnetát. Klidová a zátěžová perfuzní scintigrafie srdce Planární vyšetření pomocí planární kamery s nízkoenergetickým paralelním kolimátorem se středním rozlišením. Snímáme ve 3 základních projekcích levá přední šikmá 30 a a přední. Doba snímání je u každé projekce 10 min. SPECT kamera s nízkoenergetickým paralelním kolimátorem s vysokým rozlišením nebo nízkoenergetickým fan beam kolimátorem. Úhel rotace je 180 od 45 pravá přední šikmá až do 45 levá přední šikmá projekce. Pomocí EKG elektrod můžeme provádět i hradlovaný SPECT. RAF 99m Tc - MIBI nebo 201 Tl - chlorid. Průkaz viability myokardu RAF 18 F-FDG detekce pomocí PET či hybridních SPECT systémů s kolimátory pro energie 511 kev nebo kamera s koincidenčním zapojením detektorů sekund na 1 obraz o úhlu 6 z celkových

20 Vyšetření regionálního metabolismu mozku Pomocí 18 F-FDG na PET kameře. Nebo 99m Tc HMPAO, snímky za 5 10 minut po aplikaci RAF, kolimátor s vysokým rozlišením; 5 6 milionů impulsů na obraz, 2 detektory; nimut. Průkaz ložiskového narušení hematoen cefalické bariéry Statická scintigrafie mozku (planární nebo SPECT) s kolimátorem s vysokým rozlišením. 60 min. po aplikaci RAF je zahájeno snímání ve 4 základních projekcích (přední, zadní, levé a převé boční). Vyšší rozlišení přináší metoda SPECT. RAF 99m Tc DTPA nebo pertechnetát 99m - TcO 4 - procházejí přes hematoencef. bar. 99 m Tc HMPO prochází přes hematoencef. bar. Scintigrafie likvorových prostor (cysternografie) Po lumbální punkci podání RAF. Snímání planární kamerou ve 3 základních projekcích (pravá a levá boční a přední); tisíc impulsů na obraz za 2, 4, 24, a 48 hod. po podání RAF. RAF 111 In - DTPA. Vyšetření slinných žláz Dynamická studie přední projekce, 2 obrazy za minutu minut. Hodnocení pomocí histogramu. Statická studie (následuje po dynamické studii) v přední a bočních projekcích, 300tisíc impulsů na obraz. Hodnocení akumulace RAF z analogových či digitálních obrazů. Dynamická studie 2.část dáme pacientovi do úst kyselý nonbón (citrónovou šťá vu) a vyvoláme salivaci. RAF pertechnetát 99m TcO - 4. Dynamická scintigrafie jícnu a detekce gastroezofageálního reflexu Po perorálním podání sledujeme průchod aktivního sousta jícnem do žaludku. Data ukládáme do paměti počítače jako obrazy aktivity po 1 sekundě po dobu 7 minut. RAF koloid Síry značený 99m Tc

21 Statická scintigrafie jater Provedení za 15 min. po aplikaci RAF v přední, zadní a pravé boční projekci. Planární scintilační kamera s kolimátorem s vysokým rozlišením; tisíc impulsů za 1 obraz. Při podezření na léze uložené v hloubi parenchymu je vhodné provést SPECT. RAF koloid Síry značená 99m Tc. Statická scintigrafie sleziny Provedení minut po podání RAF. Planární scintilační kamera s velkým zorným polem a s kolimátorem s vysokým rozlišením; přední, levá bočná a zadní projekce; tis. Impulsů na obraz. RAF denaturované erytrocyty značené 99m Tc. Dnes už málo časté vyšetření nahrazeno US a CT. Statická scintigrafie ledvin Provedení 2 hodiny po podání RAF zahajujeme snímání planárních snímků / SPECT scintilační kamerou s kolimátorem s vysokým rozlišením ve 4 projekcích (přední, zadní, oba šikmé), tisíc impulsů na 1 obraz. RAF 99m Tc - DMSA. Perfuzní statická scintigrafie plic Provedení planární scintigrafickou kamerou s kolimátorem s vysokým rozlišením v přední, zadní, pravé a levé zadní šikmé projekci; tisíc impulsů na obraz. RAF 99m Tc MAA nebo 99m Tc mikrospheres. Statická scintigrafie skeletu Celotělové obrazy 2-3 hod po podání RAF. Při tomto způsobu záznamu dat je pacient posunován na vyšetřovacím stole nad a pod detektorem (přední a zadní projekce) od hlavy k patě, takže získáme obraz distribuce radioaktivity v celém jeho těle. Rychlost pohybu pacienta se opět řídí registrovanou četností ( tisíc impulsů na obraz) tak, aby informační hustota obrazu byla dostatečná. Protože se distribuce radiofarmaka v čase nemění, můžeme střádat data delší dobu. Z tohoto

22 důvodu používáme při statickém záznamu dat nízkoenergetické kolimátory s vysokým rozlišením; Při vyšetření kloubů u malých dětí je vhodný kolimátor pin hole. RAF 99m Tc - MDP. Třífázová scintigrafie skeletu Angiografická fáze flow okamžitě po podání RAF, snímky v intervalu 2-3 vteřin po dobu 3-5 min. Fáze prokrvení Blood pool bezprostředně navazuje na a.f. 10 obrázků po 30 sekundách; tisíc impulsů. Pozdní fáze = statická scintigrafie skeletu. RAF značené 99m Tc. Scintigrafie štítné žlázy Provedení minut po aplikaci RAF scintilační kamerou s pin hole kolimátorem, 1 3 obrazy; tisíc impulsů na obraz. RAF pertechnetát ( 99m TcO - 4 ) nebo 123 I, 131 I. Scintigrafie příštítných tělísek Dvou fázová scintigrafie za 20 minut a za 2 hod. po aplikaci RAF. Na scintilační kameře s kolimátorem s vysokým rozlišením; tisíc impulsů na obraz. RAF 99m Tc - MIBI

23 6. Použitá literatura 1) Nukleární medicína Kolektiv autorů Gentiana Jilemnice ) Nukleární Medicína I. doc. MUDr. Miroslav Mysliveček, PhD.; prof.ing. Václav Hušák, CSc.; MUDr. Pavel Koranda Vydavatelství Univerzity Palackého Olomouc ) Radioisotopová scintigrafie RNDr. Vojtěch Ullmann 4) Nukleární medicína scripta htm. pro studenty 2.ročníku 3. LF UK v Praze 5) webové stránky ČVUT Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská