Наркевич Б.Я., Костылев В.А. Физические основы ядерной медицины
Подождите немного. Документ загружается.
ента
и
высокоэффективной
регистрацией
сцинтилляционным
кри
сталлом
стандартной
гамма-камеры;
~
сравнительно
невысокая
стоимость
изготовления
и
эксплуатации
99mтс.
генераторов
,
~
доступность генераторов
99
м
о-
99m
тс
для
любых
подразделений
РНД
благодаря
налаженной
системе
регулярных
поставок;
99mт
~
простая
технология
получения
элюата
с
из
генератора.
Радионуклидный
генератор
99
м
о-
99m
тс
(см.
рис.
2)
представляет
собой
стальной
цилиндрический
контейнер
со
съемной
крышкой,
в
середине
которой находится
стеклянная
или
пластмассовая
колонка,
окруженная
свинцовой
защитой
от
у-излучения.
Внутри
колонки
со
держится
сорбент
(оксид
алюминия
или
силикагель
),
на
котором
прочно
адсорбирован
материнский
радионуклид
99
мо
.
При
промыва
нии
колонки
физиологи
ческим
раствором
(элю
ентом)
происходит
обмен
ионами
Сl
-
и
99m
Tc
0
4
- ,
давая
на
выходе
элюат
99mтс
В
виде
пертехнетата
натрия
Nа+(9~сО4)-'
Для
элюирования
на
иглу
входного
канала
поме
щают
флакон
с
элюентом,
а
на
иглу
выходного
ка
нала
-
вакуумированный
пустой
флакон,
куда
вса
сывается
элюат
под
избы
точным
давлением
из
ко
лонки,
промываемой
по
ступающим
элюентом.
Через
10
-
12
часов
в
ге
нераторе
снова
накапли
вается
99mтс,
И
тогда
можно
снова
повторять
процесс
элюирования
(так
называемую
«дойку»
ге
нератора
на
радиологиче
ском
жаргоне).
Рис.
2.
Устройство
радионуклидного
генератора
99
мо
_
99ттс
1 -
флакон
с
элюентом;
2 -
игла
вхудllого
канала;
3-
вакуумироваllllЫU
флакон
С.
защитои;
4 -
игла
выходно
го
канала;
5 -
мембранныи
фильтр;
6 -
сви//цовая
за
щита;
7 -
колонка
с
сор6ентОАI
18
Выбор
радИОНУКЛВДОВ.ДЛЯ
in vitro
рид
[12,
17].Как
и
в
in
vivo
РНД-исследованиях,
ради()нуклиды
для
in vitro
РИД
должны
обладать
оrпимальными
радиационно-физическими
характеристиками
(тип
и
энергия
излучения,
период
полураспада).
Однако
к
ним
предъявляют
ся
также
дополнительные
требования:
~
радиационное
воздействие
радионуклида-метки
не
должно
приво
дить
К
снижению
связывающей
способности
биндера,
связывающе
го
эндогенный
и
меченый
лиганды,
в
чаСТНости,
иммунореактивно
сти;
~
радионуклид
должен
прочно
входить
в
молекулу
меченого
лиганда
и
не
покидать
ее
на
всех
технологических
этапах
invitro
РНД
анализа;
~
с
целью
повышения
чувствительности
радиометрии
должна
быть
обеспечена
высокаЯ
удельная
радиоактивность
метки.
Всем
эти
ПРОТИВОRечивым
требованиям
наиболее
всего
удовле
творяет
радионуклид
1
51
(период
полураспада
60
суток,
захват
орби
тального
электрона
100%,
характеристическое
излучение
теллура
Те
со
средней
энергией
28
кэВ);
гораздо
реже
используются
низкоэнер-
~
3н
14C
.
гетические
....
-излучатели
и
.
Выбор
РадИОНУКЛвдОВ
ДЛЯ
РИТ
[12,
14,
28].Основным
критери
ем
выбора
РФП
дЛЯ
радионуклидной
терапии
(РНТ)
является
отно
шение
уровней
накопления
опухоль/
ткань.
Чем
выше
это
QТНОЦIение,
тем
выше
доза
внутреннеro
облучения
патологического
очага
при
за
данном
уровне
толерантного
облучения
как
окружающих,
так
и
ос
тальных
нормальных
тканей
организма.
Поэтому,
в
отличие
отРНД,
в
РНТиспользуют
исключительно
P-излуЧающие
радионуКлиды
и,
в
последнее
время,
а-излучатели.
Желательно,
ч:rобы
наряду
с
интен
сивным
непроникающим
излучением
такой
радионуклид
имел
бы
ма
лоинтенсивное
у-излучение.
Хотя
это
и
приводит
К
небольшому
до
полнител~ному
облучению
всех
нормальных
тканей
организма,
но
за
то
позволяет
с
помощью
планарной
сцинтиграфии
или
ОФЭКТ
осу
ществлять
дозиметрическое
планирование
РНТ,
контролировать
и
корректировать
распределение
РФП
в
теле
больного,
а
также
оцени
вать
дозы
облучения
в
патологических
очагах.
.
Энергия
Р-
и
а-частиц
в
РИТ,
как
правило,
некритична.
Период
полураспада
не
должен
быть
слишком
велик,
чтобы
не
вызвать
чрез
мерное
нежелательное
хроническое
облучение
нормальных
органов
и
тканей,
куда
радионуклид
может
попасть
за
длительное
время
вслед-
19
ствие
медленных
обменных
процессов.
Но
слишком
короткий
период
полураспада
создает
крайне
неравномерный
режим
облучения,
что
приводит
к
снижению
терапевтической
эффективности
РНТ.
Опти
мальным
значением
периода
полураспада
для
РНТ
считают
время
от
нескольких
часов
до
нескольких
суток.
Наконец,
РФП
для
РНТ
дол
жен
отвечать
многим
из
тех
же
требований,
что
и
для
in vivo
РИД:
от
сугствие
химической
токсичности,
устойчивость
при
метаболических
превращениях,
прочность
фиксации
радионуклида-меткИ
в
молекулах
РФП,
стерильность,
апирогенность
и
Т.д.
Хотя
достаточно
большое
количество
радионуклидов
имеет
радиационно-физические
характе
ристики,
весьма
удобные
для
РИТ,
их
широкое
использование
сдер
живается
отсутствием
подходящих
для
создания
соответствующих
РФП
химических
и
биологических
носителей,
обеспечивающих
тре
буемые
макро-
и
микрораспределения
РФП
в
облучаемых
патологи
ческих
и
нормальных
тканях
и
в
организме
в
целом.
В
табл.
3
приве
дены
полезные
для
практики
РИТ
радиационо-физические
данные
по
соответствующим
терапевтическим
радионуклидам.
Таблица
3
Радиационно-физические
характеристики
радионуклидов
для
РИТ
Фотонное
излу-
Корпускулярное
излуче-
Технология
Радионуклид
Период
по-
чение
ние
получения,
лураспада
Е
(кэВ)
п(%)
Тип
рас-
Em.х(I<ЭВ)
физическая
пада
п(%)
установка
32р
14,3
сут
-
-
в-
1710 100
Реактор
89
Sr
52,7
суг
-
в-
1463 100
Реактор
9оу
64ч
-
в-
2270
100
Генератор
I09
P
d
13,5
ч
88 5,2
в-
1030
100
Реактор
1251
6Осуг
28 139
3.3.
э.Оже
100
Реактор
1311
8,04сут
364 82
в-
606
90,4
Реактор
I53
Sm
47
ч
100 28
IГ
720
100
Реактор
l66
ио
27
Ч
81
5,4
в-
1810 100
Реактор
18~e
3,8
сут
135
10
В
2110 96
Реактор
1
88
Re
16,7
ч
155
15
в-
1720
100
Реактор
198
Au
2,7ч
412
96
В
960
100
Реактор
211
At
7,2
ч
-
-
а.
5868
41
Ускоритель
3.3.
э.Оже
59
Прнмечанне:
3.3.
-
распад
радионуклида
nyreм
захвата
орбитального
электрона;
~-
-
распад
радионуклида
с
испусканием
электронов;
а.
-
распад
радионуклида
с
испусканием
а.
-
частиц;
Е
тах
-
максимальная
энергия спектра
~-излучения;
п%
-
количество
испускаемых
р
частиn,
а.
-
частиц
и
фотонов
на
1
акт
распада;
1
э.
Оже
-
испускание
низкоэнергстических
электронов
Оже.
20
Радиодиагностическая
аппаратура
Гамма-камера
[4,
13).
После
того
как
радионуклид
ные
сканеры
мораль~о
уста
рели,
и
их
серийный
выпскK
прекратился,
основным
при
бором
в
in vivo
РНД
стала
гамма-камера,
Т.е.
гамма
топографическая
установка
с
неподвижным
позиционно
чувствительным
детектором
у-излучения
(см.
рис.
3).
Приццип
действия
гамма-
Рис.3
Общий
вид
типичной
гaMMa~KaMepы
камеры
ясен
из
рис.
4.
Из
тела
пациента
у-кванты
от
РФП
через
коллиматор
попадают
на
сцинтилляционный
детектор.
Параметры
коллиматора
обычно
выбирают
так,
чтобы
обеспечить
попадание
"1-
. I
излучения
из
каждого
элементарного
объема
источника
на
соответ-
ствующий
достаточно
малый
элемент
чувствительный
поверхности
детектора.
Тем
самым
осуществляется
преобразование
3-мерного
распределения
РФП
в
проекuионное
2-мерное
распределение
час
тоты
актов
взаимодействия
у-квантов
с
веществом
детектора,
Т.е.
в
планарное
распределение
сцИНТилляционных
световспышек.
Свя
занный
с
детектором
электронный
тракт
преобразует
последова
тельность
импульсов
от
детектора
в
гамма:'топографическое
изо
бражение.
Коллиматоры
[4,12,13,25].
Основной
характеристикой
колли
матора
и
детектора
в
целом,
с
помощью
которой
можно
определить
все
ост~льные,
является
чувствительность
к
точечному
источнику
у-юлучения
SA(X,
у,
z).
Она
определяется
как
средняя
частота
реги
стрируемых
импульсов
при
размещении
такого
источника
в
точке
А(х,
у,
7)
перед
коллиматором
детектора
гамма-камеры,
использу
ются
также
показатели
чувствительности
прибора
к
линейному
S,(x, z},
плоскому
S,.{z)
и
объемному
Sy(h)
источникам,
которые
определяются
соответствующиVl
интегрированием.
для
>однодетекторной
системы
функция
SL(X,
z),
измеренная
в
некоторой
плоскости
Z,
достаточно
хо
рошо
описывается
функцией
Гаусса.
функция.
Sp(z)
при
выделении
КОJIJIИМатором
практически
парaллe,JI~НОГО
потока
квантов
уБЫвает
с
глубиной
по
экспоненциаль
ному
З8ICоиу
9
показателем~,
равным
коэффициенту
ос
лабления
у-из.nyчевия
в
мао:
териале
исследуемого
объек
та;
в
частности,
в
воздухе
для
идеального
коллиматора
SF
=
const
для
всех
z.
Оценку
пространствен
ного
разрешения
детектора
Рис.4.
ПРИJfЦИIIИмьная
блок-схема
Г8Мыа-хамеры
J -
корпус
детекторной
голoвкu;
2 -
qIOmoэлeюrtpOННЫU
умнo:ж:uтелu;
3 -
KOJUIJIМfJ1nOP;
4 -
cцuнтUЛJIJЩUОНЫюl
кристалл;
5 -
линейный
усилитель
с
сумматором;
6 -
0ltI1J/f1ImyднblU
селектор;
7 - CJ«:meAlll
npeдcmавленUR
данных;
8 -
usoбriaжеНJlе
UCCJIeдveJ.югo
OlJ2tJНQ
наиболее
часто
производят
по
ширине
ПИКа
функции
чувствитель
ности
Sл
и
SL
на
половине
его
высоты
(английская
аббревиатура
PWНМ).
Однако
такой
параметр
дает
~
информацию
о
мини
мально
различимом
расстоянии
между
jJJJумя
точечными
или
ли
нейными
источниками
соответстВенно.
Но
наиболее
важным
свой
ством
систем
гамма-топографии
является
способность
передавать
без
искажений
информацию
о всем
характере
пространственного
распределения
радионуклида
в
объекте.
Эго
свойство
оценивают
с
помощью
так
называемой
функции
передачи
модуляции
(ФПМ),
которая
представляет
собой
отноше
ние
глубины
пространственной
модуляции
изображения
ш'
к
глу
бине
модуляции
активности
источника
ш.
В
качестве
тест;,.объекта
обычно
используют
одномерное
распределение
в
виде
плоского
ис
точника
с
плотностью
активности
A
F
,
меняющейся
по
синусои
дальному
закону
с
частотой
v(плоская
волна):
Ар(х)
=
A~
( 1 + m cos
21tvx),
где
А
~
-
средняя
плотность
активности
плоского
источника.
Тогда
частота
импульсов
n,
регистрируемых
прибором,
меняется
по
аналогичному
закону:
22
. n(x') =
по
("1 +
ш'
cos
21tVX'),
где
по
-
средняя
частота
следования импульсов.
Функция
передачи
модумции
ФПМ
'представляет
собой
нормированноеФурье.-
преобразОDaRИе
функции
SL(X,
z): .
ФПМ(v,Z)
=
ш'
1ш
'= j
SL(X,Z)cOS21tvxdx/1
SL(x,z)dx.
'-
-
Требования
высокой
чувствительности
и
минимально
возмож
ного
.
пространственного
разреше,НИЯ
взаимно
J1Pотиворечат
друг
другу,
и
ДJIJ:
обеспечения
компромисса
между
ними
используют
коллиматоры
различных
конструкций
(см.
рис.
5).
Наиболее
часто
прJiменяемый
.плоскопар8JШелъныЙ
КО.JIЛИ14атор
содержит
до
не
скольких
тысяч
паР8JШельно
расположеiIНЫX
каналов:-отверстий.
ТолщИНа
ritфегород~(сеnты)
между
каналaмit
и
ИХ1lИСПО
опреде
ляются
энергией
у':':кВ8Итов:
НИЗlWЭнергетическиеICOллиматоры
имеют
тонкую
септу.1I
большое
количество
отверстий;
чем
больше
толщина
т,акого
КОJIJIИЩl.тора,
Т.е.
чем
длиннее
каналы;
тем
ниже
чувствительностъ~
но
тем
и
меньше,
Т.е.
лучШе,
пространственное
разрешение.
'.
:' . ,
Принеобходим.~
визуализации
протяженных
объектов
(на
пример,
вся
груднаякретJCa)
ИСПОЛЬЗУЮI'
диверге~ные
КОllJПlМато
ры
со
слегка
~ходюднмися
от
детектора
каналами.
При
обратной
ситуации,
когда·
-lЩ)6ходимовизуализировать·
'.
,малоразмерные
структуры
(например,
.ЦЩТQВИДНУЮ'
железу);
целесообразно
приме
пять
конвергеlI'Г1Ще
колщwaторы,
у
которых
каналы
сходятся
К
ис
точнику.
В
настоящее-
~
дивергентные
lfo.JIщlма-ro.pы
npaмeWI
ются
редко,
т.к.
У
COB~eнныx
гамма-камер
раз-..еры
кристалла
достаточно
велики,.
а
для исследований
~размерных
объектов
типа
IЦIЦОВИДНОЙ
,
~~
:.
железы
и~ц~
ос
-
~'
~
• ш I I I
!!/
I
.'
т.
наз,
ПIЦIXOoJIЬНЫИ
1-'
_,
__
коллиматор,
т.е.
с
точечной
апертурой.
Его'
можно
O~PU,
теризоватъ
как
:част
ный
случай
коввер-.
.~--
·~\li7/:&I
."..
./n
.... _
."
,.
гентнОГО
.
КО.jЩlfМ8-
Рис.S.
КОЛJJИМaторы
ДПJl
raмыa~Kaмep
.
тора
С
единствен-
а
-
nлоскоnараллелыlыt;;
б
-
дивергентный;
в
-
nU/IXQЛыmu
(с
ным
сходящимся
К
точечнoU
апертурой);
z -
конвергеuтиый
23
источнику
каналом;
по
конструкции
он
близок
к
известной
в
опти
ке
камере-обскуре.
Обычно
в
комплектацию
гамма-камер
включа
ют
пинхольный
коллиматор,
3
многоканальных
плоскопараллель
ныхколлиматора
с
высокой
разрешающей
способностью
для
у
квантов
низких,
средних
и
высоких
энергий
и
1
многоканальный
плоскопараллельный
коллиматор
с
низким
пространственным
раз
решением
и
высокой
чувствительностью
для
у-излучения
низкой
энергии.
Кроме
чувствительности,
пространственного
разрешения
и
ФПМ
используются
также
и
другие
тестовые
характеристики:
про
странственная
неоднородность
чувствительности,
линейность
функции
отклика,
размер
поля
зрения,
быстродействие
и
Т.д.
РегистрацlUl
информации
[12,13,16,25,28].
При
попадании
в
сцинтилляционный
кристалл
у-кванта
возникает
световая
вспышка,
под
воздействием
которой
на
анодах
всех
ФЭУ
одновременно
по
являются
выходные
импульсы,
амплитуды
которых
тем
выше,
чем
ближе
расположен
данный
ФЭУ
к
точке
возникновения
сцинтил
ляции.
Совокупность
этих
импульсов
в
узле
линейного
суммирова
ния
электронного
тракта
перерабатывается
в
2
координатных
сиг
нала
(Х,
У)
и
1
нормирующий
сигнал
(Z).
С
целью
улучшения
про
странственного
разрешения
координатное
суммирование
импуль
сов
от
ФЭУ
проводится
С
весами,
пропорциональными
относитель
ному
телесному
углу,
под
которым
данный
ФЭУ
виден
из
точки
сцинтилляции.
Нормирующие
Z-сигналы
поступают
в
дифферен
циальный
амплитудный
селектор,
который
пропускает
далее
на
компьютер
только
те из них,
амплитуда
которых
соответствует
полному
поглощению
у-квантов
в
кристалле.
Если
Z-сигнал
удов
летворяет
такому
условию
отбора,
то
координатные сигналы
Х
и
У
также
пропускаются
на
компьютер,
где
на
дисплее
формируется
гамма-топографическое
изображение
распределения
РФП
в
объек
те
измерений.
Основные
направления
в
разработке
новых
детекторов
для
гамма-камер
-
это
повышение
чувствительности,
улучшение
про
странственного
и
временного
разрешения.
Это
достигается
путем
увеличения
световыхода
на
один
акт
взаимодействия,
повышения
скорости
высвечивания
сцинтиллятора
и
улучшения
энергетиче
ского
разрешения.
24
Т.к.
коллиматоры
неизбежно
ухудшают
чувствительность
де
тектора,
то
их
просто
исключают,
заменяя
физиче.скую
коллима
цию
электронной
коллимацией
на
основе
использования
модуль
ной
конструкции
детекторной
головки
[23, 25].
В
таком
матричном
детекторе
каждый
чувствительный
элемент
представляет
собой
ма
лоразмерную
сборку
из
сцинтиллятораСsI(Тl)
в
оптическом
кон
такте
с
полупроводниковым
диодом
из
аморфного
кремния,
интег
рированную
с
блоком
микропроцессора.
Поперечные
размеры
каж
дого
элемента
такой
детекторной
матрицы
(flat
рапеl)
составляют
порядка
1
мм
и
менее.
ОФЭКТ
[19, 25, 28].
В
современных
клиниках
рутинные
гам
ма-камеры
уже
уступили
свое
место
установкам
дЛЯ
ОФЭКТ,
кото
рые
по
существу
являются
теми
же
гамма-камерами,
но
с
качест
венно
новыми
функциональными
возможностями.
Такие
томогра
фические
гамма-камеры,
наряду
с
возможностью
работы
в
обыч
ном
режиме
планарной
сцинтиграфии,
позволяют
также
получать
послойные
изображения
распределения
РФП
в
параллельных
друг
другу
плоскостях,
перпендикулярныx
чувствительной
поверхно
сти
детектора
(см.
рис.
6).
С
целью
визуализации
такой
серии
соседствующих
друг
с
дру
гом
поперечных
срезов
тела
пациента
конструкция
штатива
делает
ся
не
стационарной,
а
подвижной,
в
которой
обеспечивается
вра
щение
детекторной
головки
гамма-камеры
по
замкнутой
траекто
рии
(круговой
или
эллип
тической)
BOKRyr
продоль
ной
оси
телап~щиент~
ле
жащего
на
специальном
консольном
ложе.
В
основе
принципа
действия
томо
графа
лежит
компьютерная
реконструкция
3-мерного
изображения
расцределе
ния
РФП
по
набору.
его
2-
мерных
проекциЙ.(Обычно
16
-
64.).
Каж.ца.
проекция
представляет
собой
обыч
ное
2-мерное
изображение,
Рис.
6.
Общий
вид
однофотонного
JМИССИОIНЮГО
компыотерн()l'{)
'IOМOI-ршj)<l
полученное
при
опреде-
25
ленном
угловом
положении
блока
детектирования
на
траектории
его
перемещения
вокруг
тела
больного.
Проекционные
данные
для
каждой
проекции
детектора
в
течение
0,5 - 2
мин
накапливаются
в
памяти
компьютера,
после
чего
электропривод
поворачивает блок
детектирования
в
следующее
угловое
положение,
и
происходит
на
копление
проекционных
данных
для
следующей
проекции.
Про
граммное
обеспечение
однодетекторного
томографа
позволяет
за
один
оборот
детектора
на
3600
получить
полный
набор
проекцион
ных
данных; для 2-детекторных
такой
набор
получают
за
пол
оборота,
Т.е.
1800,
а
для
3-детекторных
-
за
1/3,
т.е.
1200.
Далее
на
компьютере
с
использованием
сложных
алгоритмов
про
изводят
ре
конструкцию
3-мерного
изображения
распределения
РФП
в
орга
низме.
Сочетание
возможностей
2-мерной
статической
и
динами
ческой
сцинтиграфии
с
возмОжностью
проведения
3-мерной
и
даже
4-мерной
визуализации
(т.е.
получения
серии
3-мерных
изображе
ний
последовательно
во
времени)
делает
однофотонные
томографы
наиболее
универсальным
и
широко
применяемым
средством
изме
рений
в
арсенале
РИД.
ПЭТ
[23, 28, 30].
Иа
качественно
новую
ступень
своего
разви
тия
поднялась
РИД
с
появлением
высокой
технологии
и
серийно
выпускаемых
установок
для позитрон
ной
эмиссионной
томографии
(ПЭТ).
Как
уже
отмечалось,
наиболее
часто
используемые
пози
тронно-излучающие
радионуклиды
!I
C
,
13N,
150,
!8
F
имеют
очень
короткие
периоды
полураспада
(от
2
до
110
мин).
Поэтому
их
не-
обходимо
синтезировать
; "'"
"':'mmHi1~.i
' "
непосредственно
в
клини
ческом
центре,
Т.е.
побли
зости
от
места
их
диагно
стического
применения.
Разработаны
и
серийно
вы
пускаются
малогабаритные
ЩfКЛОТРОНЫ,
на
которых
выполняется
бомбардиров-
ка
пучками
протонов
или
YCKopeHHI>IX
дейтронов
соответствующих
ИЗОТОП-
нообогащенных
мишеней.
циклотрон
с
автономной
радиационной
защитой
для
наработки
позитрон-
у
скоритель
имеет
сравни-
но-излучающих
радионуклидов
26
тельно
небольшие
размеры
и
автономную
передвижную
радиа.ци
онную
защиту
(рис.
7).
Все
технологические
процедуры
на
нем
ав
томатизированы
и
фактически
не
требуют
вмешательства
операто
ра
в
процесс
синтеза
позитронных
излучателей.
Облученные
мишени
поступают
в
автоматизированную
линию
для
радиохимической
очистки,
выделения
позитронно
излучающего
радионуклида,
экспрессного
мечения
РФП,
контроля
их
качества;
ра.сфасовки
и,
в
ряде
случаев,
автоматизированного
введения
заранее
рассчитанной
порции
РФП
в
тело
больного
путем
внутривенных
или
внутриартериальных
инъекций
или
инфузий,
либо
путем
инга.ilЯЦИИ
радиоактивных
газов
или
аэрозолей.
При
каждом
акте
радиоактивного
распада
позитронного
излу
чателя
испускается
один
позитрон,
который
замедляется
в
биоло
гических
тканях,
постепенно
сбрасывая
свою
энергию
и
удаляясь
от
места
своей
эмиссии
на
0,5
- 3
мм.
В
конце
своего
пробега
он
встречается
с
обычным
электроном,
который
имеет
точно
такой
же
по
величине,
но
отрицательный
электрический
заряд.
В
результате
этого
происходит
акт
аннигиляции,
Т.е.
их
взаимного
уничтожения.
При
этом
массы
покоя
электрона
и
позитрона
превращаются
в
энергию
2
аннигиляционных
квантов,
равную
по
511
кэВ,
разле
тающихся
от
точки
аннигиляции
в
строго
противоположных
на
правлениях
и
выходящих
из
тела
пациента
наружу,
если
только
не
претерпят
поглощения
в
нем.
Далее
кванты
регистрируются
детекторами
позитронного
эмиссионного
томографа
(рис.
8).
Он
обычно
представляет
собой
совокупность
расположен
ных
параллельно
друг
дру
гу
кольцевых
детекторных
сборок,
внутрь
которой
вво
дится
консольное
ложе
с
лежащим
пациентом.
Каж
дая
сборка
содержит
не
сколько
десятков
сцинтил
ляционных
детекторов,
обычно
с
матрицей
кристал
лов
размерами
8х8
германа
та
висмута
BGO
и
с
4
ФЭУ.
В
последних
моделях
ФЭУ
заменяются
на
высокочув-
Рис.
8.
Общий
вил
ПОЗlпронного
эмиссионного
ТОМОI-рафа
27
ствительные
фотодиоды.
Противо-оложные
детекторы
в
каждом
кольце
включены
на
регистрацию
совпадений
импульсов
от
ФЭУ
или
фотодиодов.
Благодаря
этому
на
дальнейшую
обработку
про
пускаются
только
те
импульсы,
которые
возникают
одновременно
в
паре
противоположных
детекторов
от
пары
соответствующих
ан
нигиляционных
фотонов,
полностью
поглотившихся
в
сцинтилля
ционных
кристаллах.
На
компьютере,
входящем
в
комплектацию
серийного
томо
графа,
по
совокупности
всех
зарегистрированных
совпадений
с
полным
поглощением
энергии
фотонов
в
детекторах
производится
реконструкция
ПЭТ
-изображений
примерно по
тем
же
алгоритмам,
что
и
в
ОФЭКТ.
Результаты
реконструкции
представляются
в
виде
серии
изображений
последовательно
расположенных
поперечных
срезов
тела
пациента,
а в
последнее
время
-
в
виде
единого
3-
мерного
ПЭТ
-изображения
исследуемого
участка
тела.
Обычно
на
детекторных
сборках
устанавливают
плоскопарал
лельные
коллиматоры.
Однако
с
целью
повышения
чувствительно
сти
ПЭТ
коллиматоры
могут
быть
вообще
удалены,
и
тогда
совпа
дения
от
косо
распространяющихся
фотонов
регистрируются
с де
текторов,
расположенных
уже
не
в
одной, а в
нескольких
соседних
кольцевых
сборках
детекторов.
Это
приводит
к
резкому
возраста
нию
не
только
чувствительности,
но
В,
ICсожалению,
импульсной
загрузки
детекторов
и
электронного
тракта
и,
следовательно,
к
су
щественному
росту
случайных
(ложных)
совпадений,
из-за
чего
ухудшается
качество
ПЭТ
-визуализации.
Чтобы
не
допускать
тако
го
ухудшения,
используют
специальные
алгоритмы
3-мерной
ре
конструкции
и
проводят
ряд
мероприятий
по
улучшению
быстро
действия
томографа.
В
связи
с
высокой
стоимостью
ПЭТ
-центров
и,
в
особеimости,
позитронных
томографов,
в
последнее
время
БLIЛИ
развернуты
исследования
по
испо~анию
существенно
менее
дорогостоящих
и
БОЛее.
распространенных
однофотонных
TOMoгpa'~B
для
работы.:с.
~нно-излучающими
РФП,
прежде
всего
с
F-фтородеоксиглюIC.ОЗОЙ.
Благодаря
ile
слишком
малому
периоду
полураспада
(110
мин)
этот
РФп,
обладающий
уникальными
возмо~остями
дЛЯ
РИД
в
онкологии,
можно
транспортировать
из·'
!W-ценгров
В
другие
клиники,
рас
положенные
на
расстоянии
не
более
30
-
50
км.
для
работы
в
таком
режиме
используются
установки
дЛЯ
ОФЭКТ
с
2
детекторными
головками,
которые
размещают
напротив
друг
друга
и
включают
против
друг
друга
и
включают
на
совпадения,
от
регистрируемых
в
этих
детекторах
аннигиляционных
фотонов;
в
таком
режиме
рабо
ты
возникает
проблема
дискриминации
большого
числа
случайных
(ложных)
совпадений.
Менее
выгоден
однофотонный
режиМ'реги
страции
этих
квантов,
т.к.
необходимо
использовать
специальные
коллиматоры
большой
толщины
для
жесткой
коллимации
авниги
ляционного
излучения,
чья
энергия
(511
юВ)
существенно
выше
таковой
у
тех
радионуклидо~,
которые
обычно
используются
при
ОФЭКТ.
Из-за этого
чув~итеЛьность
подобиыхдетекторов
ста
новится
слишком
низкой
и
плохо
соответствующей
совремеНIIЫ,М
клиническим
требованиям.
. ,
Другой
путь
усовершенствования'
аппаратуры
для
ОФЭI<Т
-
обеспечение
возможности
проведения
так"
называемой
мульти
эмиссионной
томографии.
В
ее
основе
леЖит
использование
сэн
двич-сцинтилляторов,
в
которых
два
разнотипных
СциНТИЛJIЯтoра
находятся
в
оптическом
контакте.
Один
из
них,
ближайший
к'
ис
точнику
излучения,
предназначен
дJiЯ
регистрации
фотонов
от
обычного
РФП;
вместо
обычного
NaI(Т1)
здесь
используЮт
ортоси
ликат
ИТlpия
YSO
со
светоВЫХdДоМ
до
120%
от
такового
для'
NaI(Tl).
Другой
кристалл,
блиЖайший
к
ФЭУt
предназначен
для
ре
гистрации
проmедЩеro
через
YSO
аннигиляционного
излучения
от
позитронно-излуЧаЮщего
РФП;
здесь
применяют
ортосилиicaт
лю
теция
LSO
с
плотнocтыо
7,4
г/см
3
,
тогда
как
плотность
NaI(Tl)
со
ставляет
только
3t67r/~M3.
Для
регистрации
сцинтилляций
от
YSO
и
LSO
используется
IIiIojHO
упакованная
планарная
сборка
из
ФЭУ
с
квадратными
фотокатодами
или
матрИчН3яtборка
из
Фотодиод
ных считывающих
элементов;
сигналы
от
YSO
Ii
LSO
разделяются
в
элеКТР6НОМ
тракте
по
длительности
высвечивания.
друтаи
аппаратура
[13, 22, 28].
Помимо
гамма-камер,
томо
графов
для
ОФЭКТ
и
ПЭТ
t
в
РИД
ИСПОдЬЗуется
в
другая
радиоJ;Щ
агностическая
аппаратура.
Это,
прежде,
.всеГОt
клинические
радио-
метры
разлиЧJlого
назначения:
, .
}о>
т.
наз.
<ЩО~калибраторы»,
прещшзначенные
для
контроля
ак
тивности
фасовок
при
приготовлении
РФП
и
представляющие
собой,
как
правило,
колодцевые
детекторы
на
основе
иониза
ционных
камер
с
газовым
наполнением
высокого
давления;
29
~
радиометры
для
оперативного
измерения
активности
проб
крови,
отбираемых
и
измеряемых
непосредственно
в
ходе
гамма-хронографических
исследований;
~
автоматизированные
радиометры
для
последовательного
из
мерения
активностей
большого
количества
предварительно
приготовленных
образцов
при
in vitro
РИД-исследованиях;
~
радиометры
всего
тела
и
отдельных
органов
со
свинцовыми
фигурными
экранами,
предназначенные,
например,
для
in vivo
исследований
скорости клиренса
1Срови
от
нефротропных
РФП,
для
изучения
функции
всасывания
тонкой
кишки
и
Т.д.
За
последнее
время
был
налажен
серийный
выпуск
установок
для
интраоперационной
радиометрии
с
зоидовыми
полупроводни
ковыми
детекторами
у-излучения.
Они
необходимы
для
определе
ния
локализации
и оценки
уровня
накопления
мелкодисперсного
99ШТс-коллоида
в
т.
наз.
«сторожевых»
лимфатических
узлах,
рас
положенных
по
ходу
лимфотО~
от
первичных
опухолей
типа
ме
ланомы
или
рака
молочной
железы.
По
результатам
такой
интрао
перационной
радиометрии
решается
вопрос
о
необходимости
хи
рургического
удаления
пораженных
опухолевым
процессом
лим
Фоузлов
или
проведения
их
прицельной
пymщионной
биопсии.
Ранее
широко
использовались
радиоНУЮЩЦНЫе
сканеры,
у
ко
торых
коллимированный
детектор
у-излуч:~ния
перемещался
над
телом
пациеща
по
траектории
типа
тещ;визионной
развертки.
Вследствие
того,
что
они
уступали
гaмм:a·~epaM
по
пространст
венному
разрешенmo
и,
самое
главное,
поl;qюдолжительности
из
мерений,
сканеры
теперь
стали
морально
устаревшими
и
уже
не
выпускаются.
Аналогичная
ситуация
имеет
место
и
с
установками
для
гамма-хронографии
с
несколькими
коллимированными
детек
торами,
не
обладающими
позиционной
чувствительностью.
Вслед
с~ие
невозможности
визуализации
с
их
помощью
пространствен
ной
компоненты
распределения
используемого
РФП
в
теле
пациен
та,
подобные
установки
также
морально
устарели
и
практически
не
используются,
за
исключением
случаев
необходимости
гамма
хроiюграфии
участков
тела
сложной
конфигурации
типа
исследо
ваний
головного
мозга.
30
Программно-алгоритмическое
сопровождение
ядерной
медицины
Все
методы
обработки
и
анализа
ядерно-м~.цицинскоЙ
ин
формации
можно
подразделить
на
следующие
стратеГJj:ческие
на
правления:
Формирование
РНЛ-изображениЙ.
Оно
имеет
кардинальное
значение
дЛЯ
ОФЭКТ
и ПЭТ,
где
процедура
формирования
(рекон
струкции)
изображений
по
проекционным
данным
является
не
просто
составной
частью
измеритеЛЬНОГО1IpOцесса,
а
его
основным
и
наиболее
важным
технологическим
этапом.
Исторически
первым
появился
класс
алгоритмов
реконструкции,
называемый
обратным
проецированием
фильтрованных
проекций
[19, 25, 30].
Математически
это
описывается
следующим
образом
..
Пусть
с(х,
у,
z) -
удельная
активность
РФП
в
объекте
с
локальным
линей
ным
коэффициентом
ослабления
фотонов
Jl
(х,
у,
z)
в
системе
ко
ординат
ХОУ
для
определенной
энергии
используемого
излучения.
для
другой
системы
координат
Х'ОУ'
в
той
же
плоскости,
что
и
ХОУ,
находящейся
под
углом
е
к
ней~
регистрируется
проекция
р(х',
е).
Тогда
реконструкция
проективного
изображения
вдоль
оси
у'
есть:
Р(х',
е)
=
FT
-1
{
FT
[р
(х',
е)]
.
FТ
[ь(
х'
)]},
где
FT
и
FT
1
-
символы
прямого
И
обратного
преобразования
Фу
рье
соответственно,
а
h(x') -
выбранная
функция
фильтрации.
Та
кая
формула
отражает
геометрию
точечных
детекторов
с
линейной
коллимацией
вдоль
оси
у'
при
отсутствии
поглощения
фотонов,
сто
явля~ся
идеализированным
приближением.
Реально
же
р(х:
о)
есть:
р(х
~
о)
=
jj
с
(
х
~
у
~
z?
ехр
[-
1
J.i
(х
~
У
~
z?
dy'
)
dx
'dy
~
а
оценочное
распределение
с
(х',
у')
вычисляется
по
формуле:
26
c(x~
у?
= f
P(x~
В)d8,
где
х'=
х
cosB +
у
sin8.
о
В
этих
алгоритмах
используется
множество
различных
мето
дик
фильтрации,
сглаживания
и
введения
поправок
на
ослабление
и
рассеяние
у-излуч~ния,
а
также
на
ПРОСТРaliственную
неоднород
ность
функции
чувствительности
детектора.
'Основное
его
досто
инство
-'
высокое
быстродействие,
что
позволяет
формировать
ОФЭКТ-
и
ПЭТ-изображения
практически
в
реальном
масштабе
времени,
в
том
числе
и
по
неполной
системе
проекционных
дан
ных.
Недостаток
-
возникновение
аРтефакТов
с
отрицательной
плотностью
счета
в
областях
изображений
с
низкИми
значениями
накопления
РФП
и
с
положительной
плотностью
счета
в
областях
вообще
с
отсyrcтвием
накопления
РФП.
'
Эти
алгори~ы
все
чаще
заменяются
на
итерационные,ОСНО
ванные
на
различных
пonxодах
к
использованию
априорной
ин
формации
о
распределеиии
РФП
в
исследуемом
объекте
на
основе
так
называемой
байесовской
стратегии.
из
них
наиболее
популяр~
ным
стал
алгоритм
максимизации
математического
ожидания
сто
хастической
функции
максимума
правдоподобия,
основанный
на
введении
уточняющей
мультипликативной
поправки
к
предыдущей
оценке
при
получении
последующей
оценки
формируемого
изо
бражения
[19, 28, 30].
их
главное
достоинство
-
высокая
точность
реконструкции,
особенно
в
областях
с
пЛохой
статистикой
плотно~
с!и
счета
импульсов,
а
недостаток
-
значительное
возрастание
про~
должительности
вычислений
вследствие
слабой
сходимости
про
цесса
итераций.
Этот
недостаток
уже
успешно
решается
путем
ис
пользования
как
мультипроцессорных
систем,
так
и
новых
про
граммно-алгоритмических
средств.
Трансформации
РНД-изображениЙ.
Она
детализируется
в
за
В,исимости
от
цели
преобразования изображений:
};>
,алгебраические
преобразования
изображений,
в
том
числе
суммирование
и
вычитание
кадров,
пороговая
отсечка
плот
ности
счета
сверху
и(или)
снизу
(например,
для
вычитания
т.
наз.
тканевого
фона),
построение
профильных,
гистограмм;
повЫшение
отношения
очаг
/
окружающие
ткани
путем
поро
гового
или
нелинейного
контрастирования;
наиболее
важной
здесь
является
процедура
попиксельного
вычитания
цзобра
жений
при
исследованиях
с
2
различными
РФП
и
при
радио
иммуносцинтиграфии;
};>
вь~еление
и
точное
определение
границ
и
объемов
очагов
аномального
накопления
РФП,
различных
органов
и
анатоми
ческих
структур;
для
этого
используется
множество
различ-
32
ных
алгоритмов
так
называемой
сегментации
изображений,
которые
реализуются
либо
автоматичесКИ,либо
в
интерак
тивном
режиме;
};>
цифровая
фильтрация
изображений
[1,
16],
которая
может
вы
щ)лнятьсякак
отдельн:о,
так
и
непосредственно
в
рамках
про
цедуры
собсUJel.lно,
реКQНСТРУКЦИИ;.
имеется
множество
алго
ритмо~
фильтрации,
в
которых
используются
фИЛЬ',l'pы
раз
личнои
мощности,
и
с
Различными
частотными
характеристи
IqiМИ,
оптимальные
по
различным
критериям;
в
планарной
сцинтиграфии
цифровая
фильтрация,
используется
редко
вследств»е
недостатка
априорной
и
измерительной
информа
ции
О
пространственном
распределении
РФП
в
объекте;
при
ОФЭКТ
и
ПЭТситуация
обратная,
благодаря
чему
здесь
фильтрация
ПОЗВОЩIет
надежно
скорректировать
пространст
венную
зависимость
функции
чувствительности
и
простран
ственного
разрешедия
детектора;
};>
автоматизированн:ое
введение
различных"
методических
по
правок
[22, 23],
в
том
числе:
науказаннущ
зависимость;
с
це
лью
компенсации
артефщсгов,
возникающих
вследствие
спон
танных
движений
тела
пациента
и
его
отдельных
органов
(сердце,
легкие
и
т.п.);
на
гетерогенные
неодн:ородн:ости
ос
лабления
у~излучения
в
теле
пациента;
на
«размывающее»
влияние
эффекта
комптоновскогорассеяния
у-квантов
на
про
странственное
разрешение,
контрастность
и
точность
количе
ственного
картирован:ия
распределения
РФП;
на
наложение
спектров
у-излучения
при
сцинтиграфии
или
ОФЭКТ
с
2
раз
ными
РФП,
меченными
различными
радио
нуклидами;
с
це
лью
определения
глубины
расположения
исследуемого
орга
на;
с
целью
учета
временного
разрешения
позитронного
томо
графа
на
основе
определения
вклада
случайцых
совпадений;
на
радиоактивный
распад
ультракОРОТКОЖИВУЩИХ
радионук-
лидов
и
т
.Д.;
,
).-.параметрическаявизуализация
[9, 14];
она
состоит
~
переко
ДИровании
исходных
изображений,
сформированн:ых
в
терми
нах
плотности
счета
импульсов
от
детекторов,
в
изображения,
Выраженные
в
физиологически
содержательных
терминах,
в
том
числе
скорости
накопления
РФП,
среднего
времени
его
транзита
и
удержания
в
исследуемом
органе,
объемной
СКОРО-
33
сти
КPOBOТO~
транспортных
констаНт
камерных
моделей
и
т.д.;
параметрическая
визуализация
может
вьmолняться
и
в
терминах
формальных
параметров
без
к-онкретного
физиоло
гического
содержания, например,
в
терМинах
амплитудных,
частотных
и
фазовых
параметров
Фурье-разложения
при
оценке
пространственной
согласованности
движений
стенок
миокарда;
~
представление
изображений
в
виде,
удобном
для
визуального
восприятия
и
облегчения
экспертного
анализа
изображений;
например,
режим
псевдообьемной
визуализации
прm.iеняется
для
повышения
точНости
выявления
аномалий
и
планирова
ния
хирургическoro
вмещательства;
режим
кинопоказа
позво
ляет
в
режиме
реального
времени
визуализировать
3-мерные
движения
стенок
миокарда
на
основе
резу.льтаroв
ПЭТ
с
ЭКГ
синхронизацией;
~
обработка
результатов
РИД-исследований
функционального
состояния
органов
и
систем
на
основе
математическоГо
моде
лирования
транспорта
РФП
в
организме
пациента
[13, 14];
та
кая
обработка
позволяет вве
зависимости
от
геометрии
и
ре
жимов
измерений
и
с
учeroм
априорной
информации
о
про
странственно-временном
распределении
РФП
в
организме
вычислить
совокупность
диагностически
информативных
и
физиологически
содержательных
параметррв,
характеризую
щих
исследуемое
функциональное
состояние;
разработаны
различные
алгоритмы
идентификации
параметров
линейных
и
нелинейиых
камерных,
ЦИрКУЛЯЦИОШlЫX,
пространственно
распределеШIЫX
и
других
математических
моделей
транспор
та
РФП
с
определением
оценок
погреmностей
этих
парамет
ров
и
с
формированием
соответствующих
параметрических
изображений.
Наиболее
используемым
является
математический
аппарат
ли
нейного
камерного
анализа.
Если
активность
РФП
в
i.;,оЙ
камере
(т.е.
в
какой-либо
обособленной
анатомической
или
физиолomче-
ской
структуре)
есть
q i
(t),
то:
.
т
.
qj(t)
=
Laij(t)Qj(t),
i,j
==
1,
...
,т,
j:J
34
где
а
ij
-
транспортные
константы
модели,
характеризующие
скорость
переноса
РФП
из
i-ой
камеры
в
j-ую.
Эта
система
линей
ных,
дифференциальНЫХ
уравнений
первого
порядка
дополняется
начальными
условиями:
q 1
(О)
=
1,
q j
..
1
(О)
=
О
и
системой
так
называемых
измерительных
соотношений:
т
N,,(t) =
Ihkiqj(t)
, k = 1' .... '
n;
n S
т,
;:!
где
N
А:
(t) -
временная
гистограмма
зарегистрированных
им
пуАСОВ
для
k
-ой
области
интереса
на
изображении
исследуемого
участка
тела;
h ki -
функция
объемной
чувствительности
детектора
к
активности
q i
(t)
В
k -
ой
области
интереса.
Сущность
обработки
еоотоиr
в
определении
априорно
неизвестных
числовых
значений
системы
транспортных
констант
{
а
ij
}
по
результатам
измерений
{N'k(t)}.
.'
Авализ
РIШ-изображеиий
[4].
В
.особое
направление
необхо
,l(имо
выделить
объективный
анализ
изображений
посредством
их
компьютерной
классификации
на
основе
различных
методов
тео
рии
распознавания
образов
без
и
с
предварительнь~
обучением
К1.IRссификатора
по
верифицированной
выборке
изображений.
Наи
боJiее
часто
применяется
автоматическая
классификация
на
основе
так
называемых
генетических
алгоритмов,
реализуемых
на
искус
етвеШIЫX
нейронных
сетях
с
самоадаптирующейся
структурой
сис
темы
распознавания,
что
обеспечивает
наилучшую
точность
распо
знавания
для
РИД-исследований
конкретного
типа.
Мультимодальиаи
визуализации
[19, 25].
В
9О-ые
п.
сфор
мировались
в
виде
отдельного
направления
и
бурно
развиваются
принципы,
алгоритмы
и
технологии
компьютерного
совмещения
мультимода.;lЬных.
изображений,
Т.е.
полученных
разными
метода
~
лучевой
диагностики
у одного
и
того
же
пациента.
При
этом,
щ'цравило,
ОФЭКТ-
или
ПЭТ-изображения
совмещаются
с
рент
гено~ми
(КТ
-)
или
магнитно-резонансными
(МРТ
- )
томоt1щфическими
изображениями,
Цель
такого
совмещения
-
обесче~ние
достоверной
анатомической
привязки
ФИЗиологических
данных
посредством
пространственной
подгонки
структурно-анатомических
КТ
-
и
МРТ
- •
изображений
с
высоким
пространственным
разрешением
к
функциональным,
Т.е.
физиологическим,
ОФЭКТ-
и
ПЭТ-изображениям
со
сравнительно
35
изображениям
со
сравнительно
невысоким
rфocтpанственным
раз
решением.
Такая
подгонка
проводится
с
помощью
либо
системы
опорных
точеЧНЫХ
маркеров,
yкpeII.JDieMЫX.
на
поверхности
тела
пациента
в
анатомически
информативных
точках
и
хорошо
визуа
лизируемых
обоими
методами
(т.е.
РИД
и
не-РНД),
либо
различ
ными
программно-ашоритмическими
средсТвами
по
системе
внут
ренних
опорных
точек,
т.е.
собственных
анатомических
ориенти
ров
тела
пациента.
КомпьютериэаЦ!IЯ
теиюnогических
процессов.
Она
все
ши
ре
проводится
В
подразделеиияхРНД
с
целью
повышения
эффек
тивности
РНД:
~
использование
персональных
компьютеров
и
соответствую
щих
программных
средств
для
формирования
и
обработки
изображений,
в
том
числе
и
3-мервых,
для
расчета
вводимых
активностей
РФП
и
лучевых
нагрузок
на
пациентов,
учета
по
лучения
и
расходования
РФП,
накопления,
хранения
и
удале
ния
радиоактивных
отходов,
унификации
форм
диагностиче
ских
заключений
и
другой
медицинской
документации
и
т.п.;
»
разработка
и
внедрение
компъютерных
систем
архивирования
и
передачи
изображений
(САПИ),
полученных
разными
мето
дами
лучевой
диагностики,
в
том
числе
и
методами
РИД;
функционирование
таких
САПИ
невозможно
без
предвари
тельной
разработки
и
применения
эффективных
алгоритмов
и
программ
для
конденсации
изображений,
особенно
3-мерных,
что
позволяет
хранить
больщие
массивы
данных
и
воспроиз
водить
архивированные
изображения
без
ухудшения
их
каче
ства
и
потери
диагностической'Информативности;
~
создание
и
внедрение
в
клиническую
практику
локальных
компьютерных
сетей,
охватывающих
частично
или
полностью
диагностические
и
лечебные
подразделения
данной
клиники
и
соединенных
через
модемы
или
оптоволоконные
коммуника
ции
с
такими
же
сетями
других
медицинских
учреждений;
здесь
особенно
актуально
использование
мультип~цессор
ных
систем,
позволяющих
резко
повысить
пропускиylO
спо
собность
сети
ДЛЯ
большого
количества
различных
~адач
лу
чевой
диагностики
от
разных
пользователей,
в
том
числе
и
при
передаче
данных
через
Интернет;
36
~
создание
и
внедрение
в
клиническую
практику
банков
и
баз
Рид-
и
РНТ-данных;такие
банки
изображений
и
другой
ин
формации
в
норме
и
при
типичных
патолоtиях
особенно
эф
фективны
для
повышения
тОчности
диагностики
и
качества
терапии,
для
обуЧения
и
переподготовки
спеЦиалистов,
в
том
'числе
и
с
использованием
локальных·
и
глобальных
компью
терных
сетей.
Гарантия
качества
в
ядерной
медицине
РадиоФармпрепараты
[27].
Проблема
гарантии
качества
в
РИД
и
РИТ
состоит
в
разработке,
стандартизации
и·
клиническом
J$недрении
средств,
методов
и
комплексных
программ
контроля
и
IЦ)выmения
качества
собственно
РФП
и
технологий
их
изготовле
НИJ{,
измерительной
аппаратуры
и
вспомогательного
оборудования,
собственно
РИД-
и
РИТ
-технологий
и
программно
;~оритмического
обеспечения
для
них.
В
частности,
для
гарантии
качества
радиофармацевтики
разра
.ботана
система
стандартизованных
на
международном
уровне
(ВОЗ,
МАГ
АТЭ,
МЭК
и
др.)
технол<~гий
контрол.я
качества
РФП
на
всех
этапах
их
изготовления
и
применения.
При
этом
РФП
контро
лируются
по
следующим
характеристикам:
радионуклидная
чисто
та;
удельная
активность;
концентрация
радиоактивности;
радиохи
мическая
чистота;
показатель
рИ;
изотоничность;
дисперсность
частиц
(для
коллоидовимакро-
и
микроагрегатов);
стерильность;
апирогенность.
для
всего
~TOГO
помимо
клинического
радиометра
фасовок
РФП
необходимо
также
оборудование
для
радиохромато
Графин,
микроскопии
размеров
частиц
РФП
и
контроля
стерильно
АШ~
,
СвмитиграФия
[26].
для
статической
планарной
сцинтигра
фии
разработана
такая
же
система
специализированных
и
универ
сальных
фантомов,
позволяющих
контролировать
все
основные
ра
бочие
характеристики
гамма-камер,
в
том
числе
ПРОС1.ранственное
разрешение,
однородность
функции
чувствительности
(дифферен
циальной
и
интегральной),
размеры
пикселов,
отношение
сигнал
/
37