Tomografia pozytonowa
Podstawy teoretyczne
Tomografia pozytonowa
Podstawy teoretyczne
Emisyjna tomografia
pozytonowa
Rozwój
tomografii
komputerowej
w
medycynie
zapoczątkowały prace Cormacka, który wykazał, że
znajomość projekcji liniowych (f) funkcji g na wybranej
płaszczyźnie z = const:
f
j
(r) = ň
L
ds g(x,y),
(1)
pozwala odtworzyć funkcję g, jeżeli prześwietlimy badany
obiekt pod różnymi kątami.
Kartezjański układ współrzędnych (x,y,z) opisuje badany
obiekt, (r, j) to współrzędne biegunowe związane z
ruchomym układem aparaturowym, a ds jest przyrostem
długości wzdłuż linii całkowania L = L(r, j).
Konstrukcja pierwszego tomografu z zastosowaniem
promieni X (rok 1972) to początek nowej ery
bezinwazyjnego
badania
anatomicznego
tkanek.
Ponieważ tomografia rentgenowska (RTG) pozwala
jedynie zróżnicować tkanki o odpowiednio różnej
gęstości, co nie zawsze daje możliwość odróżnienia zmian
patologicznych od fizjologicznych, następuje szybki
rozwój innych metod diagnostycznych, takich jak
emisyjna tomografia pozytonowa (PET).
Tomografia pozytonowa oparta jest na zjawisku anihilacji
elektronu i pozytonu, prowadzącym do zamiany ich masy
na energię, emitowaną w postaci kwantów gamma. Jeżeli
w procesie anihilacji nie bierze udziału żaden dodatkowy
układ fizyczny, to z zasady zachowania pędu i energii
wynika, że w procesie tym muszą powstać co najmniej
dwa fotony.
Ponieważ prawdopodobieństwo emisji n kwantów
gamma
jest
proporcjonalne
do
(1/137)
n
,
najbardziej
prawdopodobna
jest
anihilacja
dwukwantowa, zachodząca dla cząstek o spinach
antyrównoległych.
Zgodnie z zasadą zachowania pędu, wypadkowy
pęd powstających fotonów wynosi p, przy czym
wartość bezwzględna pędu każdego fotonu
równa jest:
mc + p/2,
gdzie c - to prędkość światła, m - masa elektronu
(pozytonu),
p - sumaryczny pęd anihilującej pary pozyton -
elektron.
Ponieważ pozyton w chwili anihilacji jest
stermalizowany,
wartość
pędu
p
jest
zaniedbywalna w stosunku do pędu pojedynczego
fotonu i w efekcie otrzymujemy dwa fotony
rozchodzące się prawie antyrównolegle.
W związku z tym, jeżeli liczniki rejestrujące
liczbę powstających kwantów gamma usytuujemy
antyrównolegle oraz w pobliżu badanego
obiektu, otrzymamy liczbę zliczeń f dla
wszystkich aktów anihilacji, jakie zaszły na danej
linii L (równanie(1)), a odtwarzając funkcje g,
uzyskamy mapy badanych narządów.
f
j
(r) = ň
L
ds g(x,y),
Jeżeli jednak liczniki te będą rozsunięte na
znaczne odległości, to będziemy mogli mierzyć
odchylenie kwantów gamma od współliniowości,
będące miarą pędu p anihilujących elektronów.
W tym przypadku funkcję g(x,y) w równaniu (1)
należy
zastąpić
funkcją
r(p)
opisującą
prawdopodobieństwo tego, że anihilująca para
elektron-pozyton ma pęd p.
Dla materiałów o charakterze metalicznym
metoda anihilacji pozytonów pozwala wyznaczyć
nie tylko powierzchnię Fermiego, ale również
badać składowe Umklapp funkcji falowej
elektronu.
Istotną zaletą tej metody badawczej jest to, że
można śledzić zmiany struktury elektronowej pod
wpływem dowolnych warunków zewnętrznych
(np. temperatury, ciśnienia).
Tego typu informacji nie można otrzymać przy
użyciu powszechnie stosowanych magnetycznych
metod określania struktury elektronowej (np.
efekt de Haasa-van Alphena).
Efekt De Haasa—van Alphena
W silnym polu magnetycznym stany gazu elektronów
swobodnych nie przedstawiają fal płaskich, a energii nie
można już przedstawić prostym wzorem :
E
k
= k
2
/2m.
2
Szereg właściwości fizycznych metali ulega znacznej
zmianie pod wpływem pola magnetycznego. Efekt de
Haasa—van Alphena polega na oscylacjach momentu
magnetycznego zachodzących w funkcji natężenia pola
magnetycznego. Za silne pole uważamy takie pole, pod
wpływem którego elektron, zanim ulegnie zderzeniu,
wykona więcej niż jedno okrążenie na orbicie spiralnej,
tzn.
c
l, gdzie
c
jest częstością cyklotronową.
W praktyce w przypadku pól, jakie zazwyczaj spotyka się
w warunkach laboratoryjnych, w celu spełnienia tych
warunków konieczne jest stosowanie niskich temperatur
i użycie czystych próbek. Efekt de Haasa—van Alphena
powstaje wskutek periodycznych zmian całkowitej
energii elektronu zachodzących w funkcji statycznego
pola magnetycznego. Powyższa zmiana energii objawia
się w doświadczeniu jako periodyczna zmiana momentu
magnetycznego metalu.
Emisyjna tomografia pozytonowa umożliwia
czynnościowe
badania
narządów
poprzez
określenie
rozłożenia
w
nich
preparatu
promieniotwórczego,
którym
zazwyczaj
znakowana jest określona substancja.
W badaniu tym stosujemy izotopy pierwiastków
biogennych
o
bardzo
krótkim
czasie
połowicznego rozpadu, np.:
15
O (2,07 min),
13
N (9,97 min),
11
C(20,3 min).
Ze względu na minimalne napromieniowanie
pacjenta,
nieinwazyjne
badanie
PET
jest
bezpieczne i nie daje niepożądanych objawów
zarówno w trakcie badania, jak i w jego
następstwie.
Stwarza
to
możliwości
wielokrotnego
diagnozowania pacjenta - nie tylko lokalizacji i
źródła choroby, ale również efektywności
leczenia.
Tomografia pozytonowa to badania przepływu
krwi przez określone narządy, metabolizmu
niektórych substancji (zużycie tlenu, glukozy,
leków itd.) bądź ekspresji niektórych receptorów.
Ma tę przewagę nad RTG i NMR, że umożliwia
badanie czynnościowe narządów, co można
wykorzystać zarówno w obserwacjach stanów
fizjologii, jak i patologii.
Badania fizjologii, gdzie wykorzystuje się ścisłe
powiązania między aktywnością neuronalną,
zużyciem energii i miejscowym przepływem krwi,
dotyczą w szczególności określenia funkcji
prawidłowego
mózgu,
m.in.
procesów
spostrzegania, słuchania, myślenia i percepcji
obrazów.
Do badania stanów patologicznych metodę PET
wykorzystuje się przede wszystkim w neurologii,
neurochirurgii,
psychiatrii,
kardiologii
i
onkologii.
W dziedzinie neurologii pozwala ona zróżnicować
przyczyny otępienia będącego objawem wielu
chorób, np. choroby Alzheimera, otępienia
wieloogniskowego, a także pseudodemencji.
Badanie PET ma duże znaczenie w określeniu
ognisk epileptycznych, co decyduje o kwalifikacji
pacjentów do zabiegu operacyjnego, jak również
umożliwia
precyzyjne
wykonanie
operacji
neurochirurgicznych.
Kolejna grupa schorzeń to choroby neurologiczne
związane z zaburzeniami ruchu - m.in. choroba
Parkinsona, choroba Huntingtona, choroba
Wilsona.
W przypadku schizofrenii można z kolei określić
biochemiczne zmiany w mózgu.
Dla oszacowania wydolności mięśnia sercowego
bada się metabolizm kwasów tłuszczowych w tym
organie, a dla lokalizacji zawału - miejscowy
przepływ krwi.
W dziedzinie onkologii (wykorzystując fakt, że
zmiana metabolizmu glukozy jest zależna od
złośliwości nowotworu) można odróżnić zmianę
łagodną od złośliwej, określić stopień złośliwości
nowotworu, jak również oszacować efektywność
leczenia bez oczekiwania na redukcję wielkości
guza.
Informacje na temat metody PET i możliwości jej
stosowania przedstawione zostaną w dalszych
częściach wykładu.
Reasumując:
Emisyjna Tomografia Pozytonowa w
skrócie PET (positron emission tomography)
polega
na
wstrzykiwaniu
pacjentowi
promieniotwórczego
izotopu
wysyłającego
promieniowanie beta plus czyli pozytony
(dodatnie elektrony), co prowadzi do anihilacji i
emisji
fotonów,
wykrywanej
w
kolejnych
warstwach..
W badaniu korzysta się z pierwiastków,
wbudowanych do określonych cząsteczek, na
przykład cukry, które poszczególne tkanki
zużywają w różnym tempie.
Izotopy rozpadając się, są źródłem pozytonów,
które w wyniku spotkania z elektronami
anihilują, dając parę fotonów o energii 511 keV
każdy, rozbiegających się w przeciwne strony.
Jeżeli dwa umieszczone naprzeciwko siebie
fotopowielacze jednocześnie rejestrują fotony, to
wyznaczają one prostą przecinającą komórkę, w
której nastąpiła emisja.
Komputer
zbierający
dane
tworzy
mapę
intensywności powstawania pozytonów.
Obserwowany rozkład emisji pozwala ustalić
tempo
zużywania
tych
molekuł
przez
poszczególne komórki, co jest miarą ich
metabolizmu.
Nadmierny metabolizm może wskazywać na
nowotworowe przerzuty, choroby neurologiczne,
jak choroba Alzheimera, a także pozwala a także
pozwala obserwować różnice w aktywności
neuronów podczas pracy mózgu.
W
Polsce
znajdują
się
dwa
tomografy
pozytonowe: w Centrum Onkologii w Bydgoszczy
i Centrum Onkologii w Gliwicach
Pozytonowy tomograf
emisyjny
Badanie
przy
użyciu
emisyjnej
tomografii
pozytono
wej
Detekcja i rekonstrukcja obrazu
w PET
Technika tomografii emisji pozytonów (PET) jest
nowym
i
dynamicznie
rozwijającym
się
narzędziem medycyny nuklearnej pozwalającym
obrazować metaboliczne zmiany narządów i
tkanek.
e
1
A
1
-
Z
A
Z
Y
X
Metoda ta posługuje się radioizotopami β+
promieniotwór-czymi takimi jak:
11
C,
15
O, 13N,
18
F,
82
Rb,
68
Ga. Najpowszechniej stosowany ze
względu na czas połowicznego rozpadu (108 min)
jest izotop
18
F produkowany akceleratorowo.
Tory detekcyjne dla wszystkich radioizotopów są
jednakowe, gdyż rejestrujemy fotony o tej samej
energii 511 keV.
Podczas
przemiany
β+
z
jądra
izotopu
znakującego
farmaceutyk
emitowany
jest
pozyton i neutrino elektronowe.
Podczas gdy neutrino przechodzi przez ciało
pacjenta bez oddziaływania, pozyton w tkance
pacjenta przebywa drogę ok. 3 mm (zależną od
energii uzyskanej w rozpadzie) do miejsca
anihilacji z elektronem ośrodka.
W wyniku tego zjawiska masa elektronu i
pozytonu zostaje zamieniona na dwa fotony -
promieniowania anihilacyjnego (rzadziej trzy)
rozchodzące się pod kątem 180º, z których każdy
unosi energię równą 511 keV. Gdy dwa fotony
anihilacyjne
zostaną
zarejestrowane
w
koincydencji (równoczesna rejestracja fotonów
przez dwa naprzeciwległe detektory) miejsce
anihilacji zostaje zlokalizowane jako punkt leżący
na linii koincydencyjnej zwanej linią zdarzenia
(LOR ang.
line of response
).
Geometria pomiarowa obrazująca
lokalizację detektorów wokół ciała
pacjenta oraz źródła kalibracji
transmisyjnej 137Cs.
Rejestracja tych fotonów w przedziale 12 ns
przyjmowana jest obecnie jako koincydencja
rzeczywista.
Ta dyskryminacja czasowa wraz z dyskryminacją
energetyczną rejestrowanych fotonów pozwala
na pominięcie kolimacji przestrzennej i w
znacznym
stopniu
eliminuje
koincydencje
przypadkowe.
Fakt, że pozytony od miejsca zgromadzenia
radiofarma-ceutyku
do
miejsca
anihilacji
przebywają pewną drogę swobodną oraz że
fotony anihilacyjne nie zawsze emitowane są pod
kątem 180
0
, lecz z dopuszczalną różnicą
0.5±0.01 (związane jest to z zachowaniem
resztkowego
pędu
pozytonu)
powoduje
pogorszenie przestrzennej zdolności rozdzielczej.
Na wielkość tą wynoszącą około 3 mm (dla
18
F)
ma również wpływ niezbędna wielkość detektora
konieczna do zdeponowania wysokiej energii
fotonów.
Detektory promieniowania.
Wymagania.
Detektorami wykorzystywanymi w kamerach PET
są głównie detektory scyntylacyjne.
Współczesne, komercyjnie dostępne kamery PET
bazują na detektorach scyntylacyjnych z użyciem
kryształu Bi4Ge3O12 (BGO). Jest to kryształ o
dużej gęstości właściwej (dobrze absorbujący
energię), odporny mechanicznie i o relatywnie
niskiej cenie, lecz charakteryzuje się długim
czasem zaniku impulsu swietlnego oraz niską
wydajnością świetlną.
Poszukiwania
materiału
optymalnego
na
scyntylator
prowadzone
są
przez
kilka
organizacji np.: CERN, UCLA związanych
głównie z fizyką wysokich energii.
Kryteriami w poszukiwaniu scyntylatorów są:
wydajność świetlna, czas zaniku wyświecania,
średnia
droga
oddziaływania
pozytonu
z
kryształem,
stosunek
fotoelektronów
do
rozproszenia
comptonowskiego,
gęstość
materiału, jego koszt oraz koszt wyhodowania
kryształu.
Biorąc pod uwagę te techniczne aspekty
najatrakcyjniejszymi wydają się być w kolejności:
LSO,
BGO,
GSO,
NaJ(Tl),
PbSO
4
,
BaF
2
.
Obiecującymi są kryształy bazujące na lutecie:
Lu
2
SiO
2
(LSO) czy też LuAlO
3
(LuAP).
Mimo, że drugi kryształ nie znalazł się pośród
wymienionych jako optymalny do kamer PET,
należy wspomnieć, że z początkiem 2000 roku
rozpoczął się program rozwoju technologii
kryształu
LuAP
o
różnym
poziomie
domieszkowania cerem.
Jego wydajność świetlna jest dwukrotnie
mniejsza od LSO ale pozwala na uzyskanie
energetycznej zdolności rozdzielczej tak dobrej
jak dla LSO (rzędu 10%). Ponadto jest on gęstszy
o 10% a stała czasowa zaniku impulsu jest
dwukrotnie mniejsza.
Wiele publikacji wskazuje na zainteresowanie
kryształami
PWO
(PbWO
4
)
o
doskonale
poznanych parametrach i niskiej cenie ze
względu na masową produkcję dla potrzeb fizyki
wysokich energii.
Scyntylator ten ma konkurencyjną gęstość
właściwą, doskonałe własności czasowe. Jedynie
jego wydajność świetlna jest o dwa rzędy
wielkości mniejsza od LSO i wymaga polepszenia
poprzez zastosowanie odpowiednich domieszek
tak, aby można było wdrożyć go do zastosowań w
PET.
Najważniejsze parametry kryształów
Z detektorów półprzewodnikowych największe
szanse w rywalizacji ze scyntylatorami w
zakresie zastosowań do PET mają związki: TeCd i
TeZnCd (telurki kadmowe i telurki kadmowo
cynkowe) ze względu na dużą energetyczną
zdolność rozdzielczą (2% FWHM), możliwość
wyhodowania
dobrych
jakościowo,
dużych
monokryształów
oraz
ich
możliwość
zastosowania w temperaturach pokojowych..
Jednakże ze względu na mniejszą gęstość
właściwą, aby osiągnąć tą samą wydajność
fotopiku jaką uzyskuje się w kryształach BGO
przy grubości 3 cm, grubość tych materiałów
powinna wynosić co najmniej 6 cm.
Drugim ograniczeniem jest zbyt duży czas
rozdzielczy tych detektorów rzędu 1µs, podczas
gdy kwalifikacja zdarzenia prawdziwego detekcji
dopuszcza różnicę czasu rejestracji fotonów do
kilku nanosekund
Własności systemów PET
Typowy skaner PET składa się z detektorów
scyntylacyjnych ułożonych w wielu pierścieniach.
Taka
geometria
pomiarów
pozwala
na
równoczesne zebranie danych z wielu płaszczyzn
obrazowych.
Pojedynczy blok detektorowy ponacinany jest w
celu ograniczenia dyfuzji światła a przez to
umożliwienie uzyskania pozycjoczułej detekcji,
tworząc matrycę 6x6 (GE) lub 7x8 (Siemens)
detektorów.
Impulsy światła pochodzące z pojedynczych
scyntylatorów zbierane są zwykle przez 4
fotopowielacze (lub fotopowielacz o 4 polach)
umieszczonych z tyłu bloku. Identyfikację
scyntylatora,
który
zarejestrował
foton,
przeprowadza się analizując ilość światła
dochodzącą do poszczególnych fotopowielaczy.
Blok 6x6 detektorów BGO (GE).
• Wymiary pojedynczego scyntylatora:
8.4mm (axial), 4mm (transaxial).
• Wewnętrzna średnica pierścienia 80-90 cm.
• Poprzeczne pole widzenia (FOV) 50 cm.
• Podłużne pole widzenia (AFOV) 15-25cm.
• Liczba pierścieni 18-32 Liczba pól
obrazowych 35-63.
• Liczba detektorów na pierścień 600-800.
• Wymiar detektora 3x6x30 mm 4x8x30 mm.
Blok 6x6 detektorów BGO (GE). Wymiary
pojedynczego
scyntylatora:
8.4mm
(axial),
4mm
(transaxial).
Ogólne gabaryty i dane
konstrukcyjne
kamery PET .
Współczesne skanery PET są przystosowane do
obrazowania 3D poprzez usunięcie przegród
separujących
pomiędzy
scyntylatorami
rozszerzając pole widzenia do wszystkich
pierścieni i podnosząc liczbę zliczeń. Powoduje to
jednak pogorszenie stosunku sygnału do szumu.
W celu poprawy jego wartości zawęża się czas
koincydencji oraz dyskryminuje się scyntylacje
leżące poza głównym fotopikiem. W obrazowaniu
koincydencje rejestrowane są w obrębie tego
samego pierścienia, dopuszczalne jednakże są
koincydencje w pierścieniach sąsiadujących.
Problemem w obrazowaniu jest promieniowanie
rozproszone,
które
stanowi
40-60%
rejestrowanych koincydencji. Rozproszone fotony
dodają się do szumu w obrazie PET pogarszając
kontrast szczególnie w obszarach o dużym
gromadzeniu znacznika np.: mózg, wątroba,
pęcherz.
Schemat blokowy układu elektroniki "front-end",
część
analogowa:
przedwzmacniacz,
układ
kształtujący, dyskryminator amplitudy
Geometria pomiarowa obrazująca
lokalizację detektorów wokół ciała
pacjenta oraz źródła kalibracji
transmisyjnej 137Cs.
Korekcja osłabienia fotonów.
W celu określenia współczynnika osłabienia
fotonów anihilacyjnych w ciele pacjenta (w
wyniku zjawisk - absorbcji fotoelektrycznej i
rozproszenia Comptona) używa się zewnętrzne
źródło pojedynczych fotonów -
137
Cs o energii:
662 keV (T
1/2
=30.1 lat), które rotuje wokół
pacjenta.
Współczynnik ten określany jest wzdłuż każdej
linii koincydencyjnej (LOR). Wykorzystanie
izotopu Cs jako źródła transmisyjnego znacznie
skraca czas trwania skanów transmisyjnych.
Powoduje to podział czasu badania pacjenta
pomiędzy sekwencją transmisyjną (3 min.) od
źródła 137Cs oraz emisyjną (5 min.) fotonów z
anihilacji e
-
i e+ z obrazowanej tkanki.
Podział czasu badania pacjenta pomiędzy
sekwencją transmisyjną (3 min.) od
źródła 137Cs oraz emisyjną (5 min.)
fotonów z anihilacji e
-
e+ z obrazowanej
tkanki
Najczęściej
używaną
metodą
rekonstrukcji
obrazu oprócz metod iteracyjnych i całkowitej
transformacji Fouriera jest metoda analityczna
wykorzystująca algorytm wstecznej projekcji BP
(ang. backprojection).
Polega ona na tym, że wszystkim pixelom
dającym wkład do danej projekcji przypisujemy
wartości
równe
projekcji.
Procedurę
tą
przeprowadza się dla wszystkich kątów φ
uzyskując obraz sumacyjny.
Rekonstrukcja
obrazu
metodą
wstecznej
projekcji wymaga użycia projekcji 1D poddanych
filtracji. Algorytm łączący te dwa ważne kroki
rekonstrukcji obrazu to filtrowana projekcja
wsteczna FBP (filtered backprojection).
Po poddaniu odwrotnej transformacie Fouriera
wstecznie zrzutowanych filtrowanych profili
uzyskujemy macierz obrazującą rozkład 2D
znacznika.
W obrazowaniu 3D spotykamy się z nadmiarem
danych (już zbiór danych 2D jest wystarczający
do rekonstrukcji obrazu rozkładu znacznika
f(x,y,z)).
Jednak należy pamiętać, że celem użycia
nadmiarowych projekcji danych (kąt θ
0
– kąt
między płaszczyzną prostopadłą do długiej osi
ciała pacjenta a kierunkiem zdarzenia) jest
redukcja szumu statystycznego w rekonstrukcji
obiektu.
Rozkład f(x,y,z) jest superpozycją transformat
Fouriera na projekcjach poddanych filtracji przy
wszystkich kątach φ i θ.
Zasada rekonstrukcji metodą filtrowanej
wstecznej projekcji FBP
Podsumowanie
Badanie PET umożliwia lokalizację zmian
funkcjonalnych w ciele pacjenta.
Dobrze
ugruntowane
jest
stosowanie
radiofaramaceutyku
fluorodeoksyglukozy
(18FDG), dla którego przestrzenna zdolność
rozdzielcza wynosi około 3mm.
Nanosekundowa technika detekcji koincydencji
oraz wysokowydajne ciężkie scyntylatory o
krótkim czasie świecenia wraz z układami
scalonymi elektroniki front-end dostarczają
danych pomiarowych o lepszym stosunku
sygnału do szumu.
W standardowym protokole skaningu całego
ciała, dorosłemu pacjentowi podaje się dożylnie
aktywność około 10 mCi (370 MBq). Jest to
dawka całkowita: 0.027 mSv/MBq, aktywność ta
odpowiada dawce na całe ciało ok. 10 mSv.
Najważniejsze znaczniki pozytonowe,
ich otrzymywanie i kontrola jakości
Znacznik promieniotwórczy w konkretnej postaci
nazywany jest radiofarmaceutykiem.
“Postacią”
może
być
lek
doustny
lub
parenteralny, jest to dowolny związek chemiczny
zawierający izotop promieniotwórczy.
W
projektowaniu
radiofarmaceutyków
uwzględnia się fakt, że wychwyt tkankowy
znacznika zależy od jego formy chemicznej, a tę
dobiera według spodziewanego mechanizmu
wychwytu.
Każdy
radiofarmaceutyk
dopuszczony
do
praktyki
klinicznej
musi
spełniać
bardzo
rygorystyczne normy jakości. Normy te są
określone
w
światowych
farmakopeach
i
okresowo aktualizowane.
Rygoryzm norm wynika z faktu, że od jakości
radiofarmaceutyku zależy zarówno wiarygodność
diagnozy, jak też bezpieczeństwo pacjenta i jego
otoczenia.
Kryteria jakości radiofarmaceutyków obejmują
ogólnie przyjęte kryteria jakości analogicznej
postaci zwykłych leków, a dodatkowo –
specyficzne wymagania dotyczące znacznika.
Kryteria te zostaną podane dalej, tutaj zaś
zostanie tylko podkreślone, że od kilku
parametrów jakości zależy rozkład znacznika w
ciele pacjenta, a stąd czytelność obrazu oraz
potencjalne i realne obciążenie radiacyjne
pacjenta.
Niektóre parametry jakości wpływają także na
stopień
radiacyjnego
narażenia
personelu
medycznego.
Najważniejsze znaczniki
pozytonowe
Tomografia pozytonowa polega na detekcji
fotonów pochodzących z anihilacji par pozyton-
elektron.
Najważniejszymi znacznikami pozytonowymi są
lekkie izotopy węgla, azotu i tlenu:
11
C,
13
N i
15
O,
nazywane niekiedy znacznikami “organicznymi”
ze względu na rolę biologiczną wymienionych
pierwiastków.
Do
tej
grupy
dochodzi
jeszcze “prawie
organiczny” fluor
18
F, którego stabilny izotop nie
występuje wprawdzie w sposób naturalny w
organizmach
żywych,
ale
atom
fluoru
kowalencyjnie związany z atomem węgla w
cząsteczce związku organicznego z powodzeniem
symuluje
niektóre
właściwości
związanej
kowalencyjnie grupy -OH, także wodoru i grupy
–CH
3
.
Właściwości najważniejszych
znaczników pozytonowych
Nuklid
t
1/2
, min.
E
max
+
, MeV
11
C
20,38
1,0
13
N
9,96
1,2
15
O
2,03
1,7
18
F
109,7
0,6
94m
Tc
53
2,5
122
I
3,6
3,1
124
I
4,15 dni
2,1
Preparatyka radiofarmaceutyków
W procesach wytwarzania radiofarmaceutyków
można wyróżnić następujące etapy:
o
przygotowanie substratów
o
otrzymanie znacznika (reakcja jądrowa)
o
wydzielenie znacznika z tarczy
o
synteza związku znakowanego
o
preparatyka radiofarmaceutyku
o
sterylizacja finalna
o
kontrola jakości “przed” i kontrola jakości “po”
wysyłce.
Otrzymywanie znaczników
pozytonowych:
Niemal wszystkie znaczniki pozytonowe otrzymuje się w
bezpośrednich reakcjach jądrowych, w których stabilne
jądra (“tarcze”) są aktywowane (“bombardowane”)
cząstkami lżejszymi od tarczy (“pociskami”).
W skali mikroskopowej, końcowym produktem takiego
oddziaływania jest jądro promieniotwórcze oraz jedna lub
więcej cząstek wyraźnie lżejszych od głównego produktu.
Schemat reakcji jądrowej zapisuje się podobnie jak
równanie reakcji chemicznej:
“tarcza” + “pocisk” produkt + cząstki wtórne
czyli:
A + x B + y1 + y2 + ...,
a najczęściej używanym zapisem jest skrót: A(x, y)B
.
W
tej
konwencji
najważniejsze
reakcje
otrzymywania
11
C,
13
N,
15
O i
18
F zapisuje się jako:
14
N(p,)
11
C,
16
O(p,)
13
N,
14
N(d,n)
15
O,
18
O(p,n)
18
F.
Symbole w nawiasach oznaczają: p – protony, n –
neutrony, d – jądra deuteru, - jądra helu
4
He.
W praktyce realizuje się takie reakcje przy
energiach rzędu 10-20 MeV, najczęściej w małych
cyklotronach, zaprojektowanych specjalnie na
potrzeby produkcji znaczników pozytonowych.
Należy zwrócić uwagę na wieloznaczność słowa
“tarcza”, które jest tutaj używane w znaczeniu
mikroskopowym (bombardowane jądro) lub
makroskopowym
(zbiór
takich
jąder
w
odpowiedniej postaci chemicznej i stanie
skupienia).
Określenia “tarcza” używa się także w znaczeniu
całej odrębnej konstrukcji, którą montuje się w
cyklotronie
w
celu
poddania
działaniu
przyspieszonych cząstek.
Postać i skład tarczy w drugim z podanych
znaczeń wpływa na czystość radionuklidową, a
także na postać chemiczną znacznika. Czystość
radionuklidowa produktu może zależeć zarówno
od izotopowej jak i chemicznej czystości tarczy.
I tak np, jeżeli woda ciężkotlenowa H
2
18
O, z
której ma być otrzymany
18
F w reakcji
18
O(p,n)
18
F,
nie jest czysta izotopowo, czyli zawiera znaczącą
domieszkę wody “zwykłej” H
2
16
O, to w czasie
aktywacji protonami oprócz pożądanej reakcji
jądrowej zachodzi w niej także reakcja
konkurująca,
16
O(p,)
13
N,
prowadząca
do
otrzymania mierzalnych ilości azotu
13
N.
Z kolei, chemiczne zanieczyszczenie tarczy CO
2
stabilnym azotem
14
N
2
, powodowałoby, że w
aktywacji deuteronami, oprócz pożądanego
13
N,
powstającego w reakcji
12
C(d,n)
13
N, tworzyłby się
również tlen
15
O w reakcji
14
N(d,n)
15
O.
W obu przypadkach, aktywności cennych
skądinąd znaczników
13
N lub
15
O są tutaj
bezużyteczne,
natomiast
niepotrzebnie
podwyższają
tło
w
pracowni
izotopowej,
zwiększając zagrożenie radiacyjne dla personelu.
Ogólną zasadą w technice jądrowej jest dążenie
do maksymalnej czystości tarczy z powodów
podanych wyżej, a także dlatego, że niektóre
zanieczyszczenia chemiczne tarczy (zwłaszcza
gazy resztkowe w tarczy neonowej do produkcji
18
F) “wyłapują” znacznik tak, że staje się on
niedostępny jako radiofarmaceutyk.
Z drugiej strony, kontrolowane chemiczne
domieszkowanie tarczy może spowodować, że
wczesne etapy syntezy związku znakowanego
będą zachodzić już w trakcie aktywacji tarczy, co
pozwala znacznie skrócić czas preparatyki.
Jest to szczególnie ważne w przypadku związków
11
C.
Syntezie
wygodnych
prekursorów
radiofarmaceutyku już w tarczy sprzyja fakt, że
atomy nowego pierwiastka powstające w wyniku
reakcji jądrowej mają silnie zaburzoną strukturę
elektronową, a więc występują w bardzo
reaktywnych
formach
chemicznych
(atomy
gorące).
Reakcje otrzymywania znaczników “organicznych”
Nukli
d
Reakcja
Tarcza
Produkt
11
C
14
N(p, )
11
C
nat
N
2
gaz, 99,6%
14
N (0,1-
5%H
2
)
H
11
CN,
11
CH
4
14
N (O
2
)
11
CO,
11
CO
2
13
N
12
C(d,n)
13
N
12
CO
2
gaz
13
N
2
12
CH
4
gaz
13
NH
3
16
O(p, )
13
N
H
2
16
O ciecz, 99,762%
16
O
13
NO
3
–
,
13
NO
2
–
15
O
14
N(d,n)
15
O
99%
nat
N
2
+ 1%
16
O
2
15
O
16
O
18
F
18
O(p,n)
18
F
H
2
18
O c, wzbogacenie:
95%
18
O
18
F
–
18
O g, wzbogacenie:
95%
18
O
F
2
(
18
F
19
F)
20
Ne(d, )
18
F
nat
Ne g,
90,51%
20
Ne+0,1%
19
F
2
18
F
19
F
Obróbka chemiczna:
Kolejne
aspekty
kontroli
jakości
radiofarmaceutyków są “wbudowane” w proces
syntezy poprzez jakość użytych do tego
chemikaliów oraz przez konstrukcję aparatury.
Reakcje syntezy chemicznej realizuje się
zazwyczaj w komercyjnych, zdalnie sterowanych
aparatach do syntez, gdzie prowadzone są
następujące procesy jednostkowe:
- wydzielenie znacznika z tarczy (czystego lub w
formie prekursora do dalszej syntezy)
-
synteza związku znakowanego (często w kilku
etapach)
-
preparatyka żądanej postaci farmakopealnej.
Syntezatory
umieszczane
są
w
boksach
osłonnych. Z powodu ograniczonej możliwości
obserwacji przez wzierniki boksów, wszystkie
nowoczesne syntezatory mają komputerowy
system wizualizacji i kontroli przebiegu syntezy.
Każdy
kolejny
proces
jednostkowy
jest
odwzorowany
na
ekranie
komputera
i
weryfikowany
przez
pomiar
aktywności
znacznika
w istotnym
punkcie
syntezy
(odbieralniku,
reaktorze,
kolumnie
chromatograficznej itp.). Pozostałe etapy kontroli
jakości odbywają się poza syntezatorem.
Czystość biologiczna, czyli sterylność i
apyrogenność.
To kryterium dotyczy radiofarmaceutyku jako
całości, czyli związku znakowanego i wszystkich
substancji pomocniczych. Jest to chyba jedyny
parametr jakości radiofarmaceutyków, który nie
ma bezpośredniego wpływu na wiarygodność
diagnozy
metodą
tomografii
pozytonowej,
natomiast ma zasadnicze znaczenie dla zdrowia
pacjenta.
Ponieważ
praktycznie
wszystkie
radiofarmaceutyki pozytonowe są podawane
pozajelitowo, kryterium ich czystości biologicznej
jest takie samo, jak dla wszystkich innych leków
parenteralnych.
Często spotyka się pytanie: czy radiofarmaceutyk
nie
sterylizuje
się
sam
swoim własnym
promieniowaniem?
Otóż
nie,
gdyż
dawka
promieniowania
zapewniająca skuteczną sterylizację byłaby
szkodliwa dla pacjenta. Tak więc, wiele
radiofarmaceutyków sterylizuje się termicznie w
pojemnikach finalnych, a gdy z przyczyn
czasowych lub z powodu nietrwałości chemicznej
związku jest to niemożliwe, używa się filtrów
bakteryjnych o średnicy porów 0,22.
W tym ostatnim przypadku wymagana jest
koniecznie praca w sterylnej atmosferze (w
komorach z laminarnym przepływem powietrza)
oraz
bezwarunkowe
stosowanie
sterylnych
substratów i narzędzi.
Czystość radiochemiczną znacznika określa się
jako stosunek aktywności jego nominalnej formy
chemicznej do aktywności wszystkich form
znacznika w radiofarmaceutyku. Uważa się, że
wielkość ta powinna wynosić powyżej 95%,
najlepiej 98-99%.
Przyczyną obniżonej czystości radiochemicznej
może być np. hydroliza, izomeryzacja albo
rozkład związku znakowanego.
Czystość radiochemiczna
Są to oczywiście zjawiska niepożądane, gdyż
zanieczyszczenia
radiochemiczne,
z
reguły
wychwytywane tkankowo inaczej niż substancja
główna, mogą zniekształcać obraz tomograficzny.
Obecność niektórych form radiochemicznych
może też prowadzić do zbytniego obciążenia
radiacyjnego narządów krytycznych.
Czystość chemiczna
Przez
czystość
chemiczną
rozumie
się
nieprzekroczenie maksymalnego dopuszczalnego
stężenia
śladowych
niepromieniotwórczych
domieszek
chemicznych
w
preparacie
radiofarmaceutyku. Może tu chodzić zarówno o
domieszki organiczne, jak też nieorganiczne.
Normy
farmakopealne
określają
dokładnie
dopuszczalne stężenia śladowych zanieczyszczeń
metalicznych w wodzie do injekcji i w
preparatach parenteralnych.
Najostrzejsze normy dotyczą toksycznych metali
ciężkich: Pb, Hg, Cd, As, nieco szerszy margines
dopuszczalnych stężeń zostawia się dla jonów
innych metali, np. Mn, Cr, Fe, Zn.
Jeśli chodzi o toksyczne zanieczyszczenia
organiczne, to ich rodzaj i dopuszczalne stężenia
są określane w indywidualnych monografiach
farmakopealnych.
Na
przykład
dla
18
FDG
syntetyzowanej metodą addycji nukleofilowej
określa się dopuszczalne stężenia śladów ciekłego
wymieniacza jonów
18
F
–
– kryptofixu oraz
rozpuszczalnika – acetonitrylu
.
“Wbudowanie”
czystości
chemicznej
w
preparatykę radiofarmaceutyku polega przede
wszystkim na przygotowywaniu wszystkich
potrzebnych roztworów wodnych przy użyciu
wody do injekcji o gwarantowanej czystości oraz
na
stosowaniu
odpowiednich
metod
chromatografii preparatywnej.
Widać to dobrze na przykładzie związków
11
C,
gdzie może chodzić o czystość izotopową
znacznika w
11
CO
2
, czyli relację liczb cząsteczek
11
CO
2,
12
CO
2
i
13
CO
2
w mieszaninie gazów, albo np.
o liczbę cząsteczek
2-[
11
C]guanidyny w relacji do liczby cząsteczek
guanidyny C
4
H
4
N
2
, która w pozycji “2” ma stabilne
izotopy węgla.
Czystość izotopowa
Ogólnie, pojęcie czystości izotopowej może
dotyczyć zarówno izotopów stabilnych jak też
promieniotwórczych, a o czystości izotopowej
tarcz dla reakcji jądrowych mówiono już
wcześniej.
W przypadku radiofarmaceutyków parametr ten
określa proporcję liczby jąder znacznika i jego
izotopów stabilnych, występujących w tej samej
postaci chemicznej.
Na ogół dąży się do tego, aby znacznik w
radiofarmaceutyku był “beznośnikowy” (ang.:
carrier-free), czyli wolny od swoich izotopów
stabilnych. Byłaby to sytuacja idealna z punktu
widzenia konkurencji różnych izotopów o miejsca
wychwytu tkankowego. Jednakże, “beznośnikowy”
oznacza:
“obecny
w
ilościach
submikrowagowych”.
Substancje w takich ilościach nie tylko są
wybiórczo wychwytywane w tkankach, ale także
łatwo adsorbują się na różnych częściach
aparatury chemicznej, skąd czasami trudno je
odzyskać.
Aby
zapobiec
wynikającym
stąd
stratom
aktywności, znaczniki pozytonowe często celowo
rozcieńcza się izotopowo na najwcześniejszym
etapie syntezy związku znakowanego.
Celowe rozcieńczenie izotopowe stosuje się z
zasady przy produkcji
18
F z neonu: do tarczy
dodaje się niewielką domieszkę stabilnego fluoru,
który konkuruje z
18
F o centra adsorpcji na
ściankach. Otrzymywany w ten sposób znacznik
ma nukleofilową postać F
2
, a ściślej –
19
F
18
F.
Tak rozcieńczony znacznik nazywa się po
angielsku carrier added (“z dodatkiem nośnika”).
Aktywność całkowita i aktywność właściwa
Aktywność nuklidu promieniotwórczego jest
definiowana jako liczba rozpadów jądrowych na
jednostkę czasu. W układzie SI jednostką
aktywności jest bekerel (Bq), czyli 1 rozpad na
sekundę.
Starą, często jeszcze używaną jednostką jest kiur
(Ci) czyli : 3,7 x 10
10
Bq (37 GBq).
Protokoły
diagnostyczne
określają,
jaka
aktywność całkowita może i powinna być użyta w
badaniu tomograficznym.
Całkowitą aktywność porcji radiofarmaceutyku
wysyłanej do kliniki kalibruje się na dany dzień i
godzinę za pomocą wycechowanej komory
jonizacyjnej.
Czystość radionuklidowa
Przez czystość radionuklidową rozumie się
proporcję aktywności znacznika do aktywności
innych
nuklidów
promieniotwórczych
w
preparacie.
Jest to pojęcie mylone czasami z pojęciem
czystości izotopowej, ale proszę zwrócić uwagę,
że w przypadku czystości izotopowej zawsze
chodzi o izotopy jednego pierwiastka, które mogą
a nie muszą być promieniotwórcze, natomiast w
przypadku
czystości
radionuklidowej
interesujemy
się
wszystkimi
izotopami
promieniotwórczymi obecnymi w danej postaci
radiofarmaceutyku.
Idealną
sytuacją
jest
100%-owa
czystość
radionuklidowa.
-
zwiększają obciążenie radiacyjne organizmu
pacjenta
stwarzają dodatkowe zagrożenie radiacyjne dla
personelu medycznego
-
niepotrzebnie obciążają układ detekcyjny
-mogą powodować artefakty w obrazie PET.
Kontaminanty
radionuklidowe
muszą
być
eliminowane z radiofarmaceutyku, gdyż:
Jedną z metod usuwania kontaminantów jest po
prostu “wystudzenie” preparatu (ang. cooling
down), czyli odczekanie, aż krótkotrwałe
zanieczyszczenia ulegną rozpadowi.
Drugim sposobem, realnym gdy kontaminanty są
izotopami różnych pierwiastków, są chemiczne
metody rozdziału.
Jednakże, żadna z tych dróg nie jest korzystna w
przypadku
bardzokrótkożyciowych
“organicznych” znaczników pozytonowych, bo
wiąże się z dużymi stratami użytecznej
aktywności.
Poza tym, nawet jeżeli usunięcie obcych
radionuklidów jest względnie łatwe i szybkie, to
konieczność
wykonania
takiej
pracy
niepotrzebnie zwiększa narażenie radiacyjne
personelu.
Czystość radionuklidową sprawdza się za
pomocą spektrometrii gamma, która pozwala
zidentyfikować
poszczególne
nuklidy
na
podstawie
ich
charakterystycznych
emisji
fotonów (anihilacja 511 keV).
Retrospektywna kontrola jakości radiofar-
maceutyków.
Bardzo często zdarza się tak, że ze względu na
ubytek aktywności znacznika, radiofarmaceutyk
pozytonowy musi być podany pacjentowi zanim
zostaną
zakończone
wszystkie
procedury
analityczne.
W
takich
właśnie
razach
wykonuje
się
retrospektywną kontrolę jakości, której poddaje
się próbkę radiofarmaceutyku pobraną z tej
samej szarży produkcyjnej, a więc otrzymaną i
sterylizowaną w tych samych warunkach.
Zakłada się, że przy odpowiednim pobraniu
próbki, wszystkie jej parametry będą identyczne
z parametrami radiofarma-ceutyku użytego w
klinice, a więc, że wyniki analiz będą
reprezentatywne
dla
preparatu
podanego
pacjentom.
Podsumowanie
Otrzymywanie radiofarmaceutyków znakowanych
emiterami pozytonów jest złożoną sekwencją
przygotowań, wieloetapowej preparatyki oraz
procedur kontroli jakości.
Warunkiem koniecznym zapewnienia wymaganej
jakości produktów jest stosowanie substratów o
odpowiedniej jakości oraz ścisłe przestrzeganie
odpowiedniego postępowania.
Laboratorium produkcji
Infrastruktura
Produkcja izotopu
cyklotron
Produkcja
radiofarmaceutyków
Podanie pacjentowi
Wykonanie badania
Kontrola jakości
Analiza, opis, raport
Rys historyczny a perspektywy
Dzisiejsze metody otrzymywania i kontroli
jakości radiofarmaceutyków są efektem dorobku
fizyki i chemii jądrowej oraz innych nauk,
zapoczątkowanego kilkadziesiąt lat temu.
Na przykład, pierwsze dane fizyczne dla
prowadzonych dziś rutynowo reakcji jądrowych
datują się z pierwszej połowy XX wieku.
Z kolei w dziedzinie chemii, najbardziej
dynamiczny
rozwój
metod
syntezy
radiofarmaceutyków pozytonowych, zwłaszcza
związków znakowanych węglem 11C, przypadł na
przełom lat 1970-1980.
Niezależnie, w ciągu wielu lat rozwijały się
techniki detekcji promieniowania, metody chemii
analitycznej oraz technologia tarcz.
Wbrew wcześniejszym oczekiwaniom, nie chemia
związków węgla
11
C odegrała największą rolę w
rozwoju tomografii pozytonowej.
Obecnie kliniczną praktykę PET zdominował
18
F –
znacznik “organiczny” o najdłuższym okresie
półrozpadu, a w szczególności jego związek – 2-
[
18
F]-2-fluoro-deoksyglukoza.
Współczesne prace badawcze związane z
otrzymywaniem i kontrolą jakości znaczników dla
tomografii pozytonowej idą w wielu kierunkach.
Badania z pogranicza biologii i chemii dążą do
projektowania
nowych
radiofarmaceutyków,
zwłaszcza
adresowanych
do
konkretnych
receptorów.
Przez wiele lat, mimo wysiłków, a nawet
niewątpliwych
(czasem
niedocenianych)
osiągnięć poszczególnych osób i całych grup
badawczych,
Polska
nie
była
w
stanie
wypracować, a tym bardziej wdrożyć, własnych
oryginalnych technologii współpracujących z PET.
Również przez wiele lat nie było nikogo stać na
wprowadzenie gotowych rozwiązań tomografii
pozytonowej do praktyki klinicznej.
Od jakiegoś czasu tomografia pozytonowa jest
propagowana
przez
wszystkie
polskie
towarzystwa naukowe związane z techniką
jądrową, a polskie uczelnie medyczne od lat
prowadzą kursy medycyny nuklearnej, których
programy obejmują przynajmniej podstawowe
zagadnienia dotyczące PET.
Pierwszy pozytonowy tomograf emisyjny w Polsce
(26.02.2003)
Zakład Medycyny Nuklearnej Centrum Onkologii w
Bydgoszczy
Cyklotrony do produkcji znaczników
pozytonowych
Do wytwarzania radionuklidów (w tym znaczników
stosowanych w tomografii pozytonowej – PET)
nadaje się w zasadzie każdy akcelerator
przyspieszający protony, deuterony i cząstki α
(He) w zakresie energii 10-40 MeV, przy prądzie
wiązki jonów rzędu 20 µA. 42Powyższe warunki
spełniają akceleratory typu cyklotron.
Dlatego od połowy lat 70-tych różne firmy na
świecie rozpoczęły opracowywać cyklotrony z
przeznaczeniem
do
produkcji
izotopów
promieniotwórczych.
Ostatnia generacja tych cyklotronów jest bardzo
„zwarta” (ang.: „compact”): małe wymiary,
stosunkowa prostota w budowie i obsłudze,
niskie koszty eksploatacji, duża niezawodność.
CYKLOTRON
– Cząstki przyspieszane: protony,
deuterony
– Energia wiązki: 10 – 18 MeV
– Prąd wiązki - do 50 A
– Tarcze: gazowe, ciekłe
– Osłony radiacyjne
Instalacja
• Cyklotron RDS 111
przyspieszanie protonów
energia protonów 11 MeV
produkcja
18
F
(opcjonalnie
11
C,
13
N,
15
O)
Osłony przed
promieniowaniem
(RDS 111)
Materiał
Warstwa 10-krotnie
osłabiająca
[cm]
Gamma
neutrony
Beton
38
43
Polietylen
80
24
Ołów
5
-
Osłony cyklotronu RDS
111
• Budowa modułowa
• Beton z domieszkami: polietylen,
ołów, związki boru – zawartość
wodoru
~ 90% wody
• Elementy ołowiane
• Elementy wykonane z polietylenu
Wyniki pomiarów
dozymetrycznych
• Sterownia cyklotronu:
~ 1 Sv/h
• Laboratorium produkcji
radiofarmaceutyków
0.4 Sv/h
• Pokój aplikacji (pacjent po
podaniu 500 MBq) ~ 100 Sv/h
Wyniki pomiarów
dozymetrycznych
• Pozycjonowanie pacjenta
70 Sv/h
• Sterownia PET/CT
0.5 Sv/h
Pacjent
-
dawka/badanie
Pacjent dorosły :
• Aktywność podana 500 MBq
• Dawka efektywna – 10 mSv
• Narządy krytyczne: pęcherz - 80
mSv
serce
- 30 mSv
Pacjent
- dawka/badanie
dziecko
Wiek
dziecka
5 lat
10 lat
Dawka
efektywna
12.5 mSv
12 mSv
Dawka
(pęcherz)
80 mSv
90 mSv
Dawka
(serce)
50 mSv
40 mSv
A
Firmy, które w ostatnich dziesięcioleciach
produkowały małe cyklotrony, w tym medyczne
(niektóre do zainstalowania w klinikach):
1. Scanditronix (teraz General Electric) – Szwecja,
Cyklotrony serii MC32 NI,
2. The Cyclotron Corporation (TCC) – USA,
Cyklotrony serii CP 42 (42 MeV),
3. Computer Technology and Imaging (CTI) – USA,
Cyklotrony serii RDS 111 i RDS 112,
4. EBCO Technologies z Instytutem TRIUMF
(Vancouver) – Kanada, Cyklotrony serii TR13,
TR 19/8, TR30,
5. Firma japońsko-francuska (SUMITOMO – CGR
MeV), Cyklotrony serii 480 SHI,
Izotopy można wytwarzać w cyklotronie na
wiązce
wewnętrznej,
tj.
w
komorze
akceleracyjnej, z możliwością wariacji energii w
pełnym zakresie, oraz na wiązce zewnętrznej, tj.
wyprowadzonej z komory, najczęściej przy stałej
energii przyspieszonych cząstek.
Zastosowanie w „zwartych” cyklotronach źródeł
jonów produkujących ujemne jony H– i D–
umożliwiło wyprowadzenie wiązki na zewnątrz
praktycznie bez strat (niski poziom radiacji
cyklotronu).
Krakowski cyklotron AIC-144, chociaż nie należy
do
najnowszej
generacji,
stwarza
dobrą
perspektywę
produkowania
szerokiej
gamy
radionuklidów medycznych, w tym oczywiście też
znaczników pozytonowych.
Główne parametry cyklotronu AIC-144
Średnica nabiegunników 144 cm
Struktura magnetyczna 4 sektory o kącie
spirali od 45
0
do 54
0
Średnie pole magnetyczne 8,5 do 18 kGs
Prąd uzwojenia głównego 0 ÷ 700 A
Liczba cewek korekcyjnych
(koncentrycznych) 20
Liczba cewek azymutalnych 4
Zakres prądów zasilających cewki ± 400 A
Ilość duantów 1 (α = 180
0
)
Częstotliwość generatora w.cz. 10÷27 MHz
Moc generatora 120 kW
Maksymalne napięcie na duancie 50 kV
System ekstrakcji wiązki - metoda precesji
orbit: 3 deflektory 3 pasywne kanały
magnetyczne 4 cewki harmoniczne
Efektywny współczynnik ekstrakcji około
70%
Źródło jonów wewnętrzne,
Współczynnik akceleracji k = 60
Zakresy energii cząstek:
Protony: 20 ÷ 60 MeV
Deuterony: 15 ÷ 30 MeV
Cząstki α: 30 ÷ 60 MeV
Zakład Medycyny Nuklearnej w Centrum Onkologii w
Bydgoszczy
Grudzień 2002
Pozytonowy tomograf
emisyjny
.
Pacjentka z rozpoznaniem białaczki włochatokomórkowej. Na zdjęciu liczne
rozsiane ogniska wzrostu metabolizmu w miąższu płucnym oraz okolicach
przywnękowych. Ogniska te sugerują obecność procesu rozrostwego w
gruczole
tarczowym,
miąższu
płuc,
oraz
w
węzłach
chłonnych
okołoskrzelowych
Stan po Maxillectomii. Ognisko wzmożonej utylizacji glukozy w
górnej części loży, przylegające od dołu do ściany dolnej oczodołu
(SUV 5,5) - prawdopodobnie wznowa miejscowa.
Zmiany ogniskowe w lewej połowie jamy brzusznej sugerują proces
rozrostowy w jelicie grubym (z lewej obraz CT, z prawej obraz PET).
Obecność czynnego
procesu
nowotworowego w
obrębie zmiany w
płucu lewym
(położonego
podopłucnowo).
W górnej części wątroby, na
pograniczu płatów duże pole
wzmożonej utylizacji glukozy
(SUV do 13,2) -
najprawdopodobniej zmiana
nowotworowa.
. Stan po zabiegu usunięcia guza okolicy czołowo -
ciemieniowej. W dnie loży, na granicy z bruzdą zakrętu
obręczy ognisko wzrostu metabolizmu glukozy o średnicy 1,3
cm - pojedyncze ognisko o charakterze rozrostowym. (A -
obraz CT, B - obraz fusion PET-CT, C - obraz PET).
W lewej dolnej pachwinie ognisko wzmożonej utylizacji
glukozy (SUV 9,1) - węzły chłonne o charakterze meta
(ognisko nowotworowe). (A - obraz CT, B - obraz fusion PET-
CT, C - obraz PET).