Prístroje na detekciu žiarenia NUKLEÁRNA MEDICÍNA Prístroje na detekciu žiarenia OPAKOVANIE 2 01

Scintilačný detektor využíva vlastnosti Scintilačný detektor gamakamery Scintilačný detektor využíva vlastnosti niektorých látok scintilátorov, ktoré pri prechode fotónov ionizujúceho žiarenia vyvolávajú záblesky - scintilácie. 02

Scintilačný detektor gamakamery 03

Scintilačný detektor gamakamery Konštrukčné usporiadanie detekčného systému gamakamery Kolimátor (je oddeliteľnou súčasťou detektora) Scintilačný kryštál (NaI (Tl) iodid sodný aktivovaný táliom) Svetlovodič/Optický kontakt (zlepšenie optického kontaktu a prechodu svetla) Fotonásobiče (premena svetelného impulzu na elektrický signál) A/D konvertory (premena analógového signálu na signál digitálny) Amplitúdový analyzátor Polohové a sumačné obvody Počítač pre spracovanie obrazu 04

Princíp scintilačného detektora Scintilačný detektor gamakamery Princíp scintilačného detektora Excitácia scintilátora fotónom gama Deexcitácia vzbudených atómov scintilátora Vypudenie svetelného fotónu pri deexcitácii Premena svetelného fotónu na elektrický impulz Zosilnenie elektrického impulzu Zaznamenanie a spracovanie (vyhodnotenie) elektrického impulzu počítačom 04

Scintilačný detektor gamakamery Scintilátor = scintilačný kryštál Je materiál/látka, ktorá pri prechode ionizujúceho žiarenia vyvoláva záblesky-scintilácie (detektory scintilačných kamier sú vyrábané z materiálu NaI(Tl) iodid sodný aktivovaný táliom) Svetelný výťažok Je definovaný ako počet svetelných fotónov, pripadajúcich na jednotku energie žiarenia gama absorbovanej v scintilátore. Ak fotón o energii 100 keV vybudí 2000-3000 svetelných fotónov, fotón s energiou 200 keV vybudí 4000-6000 svetelných fotónov. Čím vyššiu má energiu fotón gama, pohltený v scintilátore, tým väčší svetelný záblesk vybudí. 05

Scintilačný detektor gamakamery Prechod fotónu gama scintilátorom Pri prechode fotónu gama scintilátorom môžu nastať deje: Absorbcia fotónu gama-scintilácia Comptonov rozptyl, sekundárny fotón sa znovu rozptýli a pohltí sa pri fotoelektrickom jave. Všetka energia fotónu sa absorbuje v kryštáli. Comptonov rozptyl, sekundárny fotón unikne z kryštálu Fotón opúšťa kryštál až po dvojnásobnom rozptyle 06

Scintilačný detektor gamakamery Premena svetelného fotónu na elektrický impulz Svetlovodič → Optický kontakt → Fotonásobič Svetlovodič sa používa ak je potrebné chrániť fotonásobič pred vplyvom teploty/silnými magnet. poľami, alebo ak sa prevádza scintilácia zo scintilátora s väčším priemerom na fotonásobič o menšom priemere. Na výrobu svetlovodičov sa používajú najčastejšie organické sklá (polymetyl metakrylát, kremenné sklo...) Optický kontakt Aby sa predišlo nežiadúcim odrazom svetla, vkladá sa medzi detektor a čelo fotonásobiča vrstva materiálu-optický kontakt, ktorá týmto odrazom zabráni a zvedie svetlo k fotonásobiču. Najčastejšie sú to silikónové oleje a silikónové gély. 08

Scintilačný detektor gamakamery Fotonásobič je dôležitá súčiastka v scintilačnom detektore, ktorá zabezpečuje premenu svetelného signálu (svetelného záblesku, vzniknutého v scintilačnom kryštáli) na elektrický impulz. Skladá sa z častí: - fotokatóda - systém dynód - anóda Obr. : Schéma fotonásobiča 09

Scintilačný detektor gamakamery Obr. : Typy fotonásobičov 10

Scintilačný detektor gamakamery Mŕtva doba scintilačného detektora Mŕtva doba detektora, resp. jeho rozlišovacia doba je minimálny časový interval, ktorý uplynie od zaregistrovania jednej častice do okamihu, keď je detektor schopný registrovať ďalšiu časticu. Scintilácia v detektore musí odznieť, detektor sa musí deexcitovať. 11

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu FOTONÁSOBIČ ZOSILŇOVAČ signálu kolimátor INTEGRÁTOR 486552 foton scintilačný krištáľ ZDROJ VN ANALYZÁTOR DISKRIMINÁTOR analýza energie POČÍTAČ IMPULZOV REGISTRÁCIA FK A D FOTÓN SVETLA FOTÓN GAMA Obr.: Detekcia fotónu gama pomocou detetektora gamakamery a spracovanie signálu. 07

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu ZOSILŇOVAČ ANALÝZA POLOHY OBRAZ +y Y x +x bod -x y X sum.signál -y z ANALÝZA ENERGIE DETEKTOR K S F analógový signál Obr.: Elektronické spracovanie signálu z detektora do formy obrazu. 08

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu 1. Analýza energie S určením polohy scintilácie prebieha i analýza intenzity scintilácie. V prípade scintilačných kryštálov je intenzita scintilácie (vzniknuté svetlo) úmerná energii absorbovanej v scintilátore (kryštále) → je generovaný signál Z. Vytvorenie signálu Z zabezpečujú tzv. sumačné obvody, ktoré sčítavajú veľkosť odozvy všetkých fotonásobičov a prevádzajú ju na absorbovanú energiu scintilácie. Takto vytvorený signál vstupuje do amplitúdového analyzátora. Pre každú scintiláciu je takto určená jej poloha a energia fotónu gama, ktorý scintiláciu vyvolal. 09

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Amplitúdový analyzátor Gamagrafia vychádza z predpokladu, že detekuje gama žiarenie rádionuklidu, ktorý bol vo forme rádiofarmaka aplikovaný do organizmu pacienta. Vhodne orientované fotóny gama žiarenia prechádzajú kolimátorom a sú zachytené detektorom. V skutočnosti však istá časť vyžiarených gama fotónov interaguje s tkanivom pacienta vo forme Comptonovho rozptylu. Comptonovým rozptylom sa jednak znižuje energia gama fotónu a jednak fotón gama môže zmeniť svoj smer. Prítomnosť rozptýlených gama fotónov spôsobuje v obraze šum, je preto vhodné ich eliminovať. Určité množstvo rozptýlených fotónov je možné zo zobrazovania vylúčiť pomocou amplitúdového analyzátora. 10

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Amplitúdový analyzátor – nastavenia okna fotopíku Amplitúdový analyzátor je dôležitou súčasťou detekčného reťazca každej gamakamery. Signál Z, ktorý nesie informáciu o energii dopadajúceho fotónu je vedený cez amplitúdový analyzátor. Užívateľ má možnosť nastaviť tzv. hornú a dolnú hladinu okienka analyzátora. Okienko analyzátora prepustí len impulz, ktorý bol vyvolaný fotónom o energii vyššej ako dolná diskriminačná hladina a nižšej ako horná diskriminačná hladina. Oblasť medzi dolnou a hornou diskriminačnou hladinou sa nazýva okno fotopíku. 11

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Obr.: Amplitúdový analyzátor. Okno fotopíku. 12

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Obr.: Energetické okno fotopíku pre 99mTc. 13

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Obr.: Energetické okno fotopíku pre 99mTc pri prechode fotónov gama telom pacienta. 14 19

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Nesprávne nastavenie- oblasť spojitého spektra, zhoršenie kvality obrazu. Správne symetrické nastavenie energet. okna. Nesprávne nastavenie- eliminuje síce rozptýlené žiarenie, avšak výrazne znižuje citlivosť. Obr.: Energetické okno fotopíku pre 99mTc pri scintigrafii štítnej žľazy. 15

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Obr.: Možnosť nastavenia i viacerých energetických okien pre rádionuklidy s viacerými fotopíkmi. 16

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu 2. Určenie polohy scintilácie Svetelné fotóny, ktoré vznikli v dôsledku interakcie žiarenia gama s kryštálom sa v ňom šíria všetkými smermi. Najviac svetla sa dostane do fotonásobiča, ktorý je najbližšie k miestu interakcie fotónu gama s kryštálom (miesto scintilácie). Na výstupe tohto fotonásobiča vznikne impulz, ktorého amplitúda je väčšia ako amplitúda odoziev zo vzdialenejších fotonásobičov. Na základe hodnotenia odoziev zo všetkých fotonásobičov určia tzv. polohové obvody výslednú súradnicu scintilácie [X,Y]. 17

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Určenie polohy scintilácie Obr.: Scintilácia po absorbcii fotónu gama a následné ožiarenie fotonásobičov. 18

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Určenie polohy scintilácie Obr.: Určenie polohy scintilácie pomocou polohových obvodov. 19

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Určenie polohy scintilácie Obr.: Funkcia polohových obvodov. fdfg 20

Tvorba scintintigrafického obrazu Elektronické spracovanie detekovaného signálu Určenie polohy scintilácie Obrázok ilustruje funkciu polohových obvodov. Keby distribúcia rádiofarmaka bola zobrazená len pomocou jednotlivých fotonásobičov, získaný obraz by mal veľmi zlé, klinicky nedostačujúce rozlíšenie. Bolo by možné sledovať len fotonásobiče, ktoré zaznamenali nejaký impulz.(Ak by každému impulzu bola priradená len súradnica odpovedajúceho fotonásobiča, počet bodov by bol obmedzený len na počet fotonásobičov). Použitím polohových obvodov sa dosiahne výrazného zlepšenia v rozlíšení, pretože pri každom jednotlivom zaznamenamom impulze je určená jeho súradnica (adresa do buniek) presne podľa prednastavenej akvizičnej matice. 21

Tvorba scintintigrafického obrazu Scintigrafický obraz – analógová gamakamera 22

Tvorba scintintigrafického obrazu Scintigrafický obraz – analógová gamakamera Analógová scintilačná gamakamera podľa obrázku poskytuje tzv. analógové scintigrafické obrazy na tienidle osciloskopu. Obraz je na obrazovke osciloskopu prítomný počas detekcie fotónov gamakamerou. Po skončení snímania (odchode pacienta) takýto obraz mizne. V súčasnosti sa táto technológia už nepoužíva. Aby bolo možné obraz uchovať, fotografoval sa z obrazovky fotoaparátom. Z praktických dôvodov sa tiež používal tzv. perzistentný osciloskop. Z obrazovky perzistentného osciloskopu nemizli obrázky okamžite, ostávali tam počas nastavenej doby a potom plynule slabli až zmizli. 23

Tvorba scintintigrafického obrazu Scintigrafický obraz – prechod od analógovej k digitálnej kamere Analógový obraz je tvorený stopami, ktorých poloha na obrazovke osciloskopu odpovedá polohe zábleskov v scintilačnom kryštále - obr a). V súčasnosti sa analógový obraz nepoužíva a pre jednoduchšiu prácu sú analógové gamakamery v praxi digitalizované. Na analógový obraz je premietnutá zvolená matica zobrazenia, ktorá vymedzuje, kde sa budú impulzy ukladať v pamäti počítača do obrazových elementov /pixelov – obr b). Každému pixelu je priradená adresa a je vypočítaný počet impulzov, ktorý sa v danom pixeli nachádza – obr c). V pamäti počítača sa ukladá digitalizovaný obraz, ktorý je tvorený počtom impulzov v jednotlivých pixeloch – obr d). 24

Tvorba scintintigrafického obrazu Scintigrafický obraz – digitálna kamera 25

Tvorba scintintigrafického obrazu Scintigrafický obraz – digitálna kamera Plne digitálna gamakamera sa od analógovej líši v tom, že každý fotonásobič má svoj analógovo-digitálny prevodník ADC → osciloskopická obrazovka je nahradená ADC a pamäťou počítača. Vlastný proces konevrzie na digitálny signál je spustený impulzom Z, ktorý oznamuje že bol detekovaný validný fotón žiarenia gama. Súradnice X a Y potom AD prevodník prevedie na bitovú kombináciu a pošle ju na odpovedajúcu adresu bunky v počítači. V pamäti počítača je pre zápis digitalizovaných impulzov vyčlenená tzv. obrazová matica (býva to 64x64, 128x128, 256x256 , výnimočne i 512x512 buniek). Každá bunka - pixel v obrazovej matici topograficky odpovedá určitému miestu v zobrazovanom objekte. 26

Tvorba scintintigrafického obrazu Vplyv matice na scintigrafický obraz Obr.: CT obraz, nahrávaný do matice 512x512 a postupne výpočtovo prevádzaný do nižších matíc až po 64x64. 27

Tvorba scintintigrafického obrazu Vplyv matice na scintigrafický obraz Obr.: Vplyv matice zobrazenia na kvalitu scintigrafického obrazu. Čím je väčší rozmer matice zobrazenia, tým je veľkosť pixelu menšia a detaily obrazu sú lepšie rozlíšiteľné. Od určitého bodu je však zbytočné ďalej zväčšovať maticu, pretože kvalita zobrazenia je limitovaná možnosťami rozlíšenia samotného zobrazovacieho Zariadenia - gamakamery. 28 33

Kolimácia pri detekcii žiarenia Aby bolo možné získať obraz rozloženia rádiofarmaka v tele pacienta je nutné a žiaduce detekovať iba tie fotóny žiarenia gama, ktoré sa pohybujú v určenom smere. Žiadaný smer je určený konštrukčným usporiadaním gamakamery a rekonštrukčnými algoritmami pre tvorbu obrazu. Fotóny gama nie je možné fokusovať tak ako je to možné v optike pri fotónoch svetla s použitím šošoviek. V prípade jednofotónovej emisnej tomografie sa za účelom eliminácie fotónov gama z nežiaducich smerov používajú zariadenia – kolimátory. 03

Kolimácia pri detekcii žiarenia Kolimátor Kolimátor je clona, vyrobená z tienaiaceho materiálu (najčastejšie olova, alebo volfrámu) ktorá vymedzuje smer fotónov, dopadajúcich na scintilačný kryštál a tiež zorné pole gamakamery. Najčastejšie je to platňa s väčším počtom husto a rovnomerne rozmiestnených otvorov určitého tvaru, veľkosti a smeru. Bez oslabenia prechádzajú kolimátorom len fotóny letiace v smere osi otvorov kolimátora. Ostatné fotóny prichádzajúce z iných smerov sú absorbované v olovených prepážkach (septách) medzi otvormi, na kryštál nedopadajú a nie sú detekované. 04

Kolimácia pri detekcii žiarenia Rozdelenie kolimátorov Kolimátory možno deliť z viacerých hľadísk, no vo všeobecnosti ich rozdeľujeme podľa: Sklonu otvorov kolimátora Energie detekovaného žiarenia gama Rozlíšenia/citlivosti, ktoré je možné s ich použitím dosiahnuť 05

Kolimácia pri detekcii žiarenia Rozdelenie podľa sklonu otvorov kolimátora 1.) Kolimátory s paralelnými otvormi 2.) Kolimátory so šikmými otvormi 06

Kolimácia pri detekcii žiarenia Rozdelenie podľa energie detekovaného žiarenia 07

Kolimácia pri detekcii žiarenia Rozdelenie podľa energie detekovaného žiarenia 1.) Kolimátory pre nízke energie Najčastejšie používané pre 99mTc (140 keV). Sú subtílnejšej konštrukcie s veľkým počtom drobných otvorov s pomerne tenkými prepážkami 0.2 - 0.5 mm. 2.) Kolimátory pre stredné energie Najčastejšie používané pre 67Ga (93, 185, 300 keV) a 111In (171, 245 keV). Majú robustnejšiu konštrukciu s prepážkami 1 - 2 mm. 3.) Kolimátory pre vysoké energie Najčastejšie používané pre 131I (364 keV). Majú robustnejšiu konštrukciu s prepážkami 2 - 4 mm. 08

Kolimácia pri detekcii žiarenia Rozdelenie podľa energie detekovaného žiarenia Obr.: Paralelné kolimátory podľa energetickej triedy detekovaného žiarenia. 09

Kolimácia pri detekcii žiarenia Rozdelenie podľa rozlíšenia/citlivosti 1.) Kolimátory s vysokou citlivosťou (HS – High Sensitivity) Majú pomerne krátke a veľké otvory a tenké prepážky, aby kolimátorom prešlo čo najviac fotónov gama z väčšieho priestorového uhla pre každý otvor. S touto zvýšenou citlivosťou sa však spája výrazne horšia rozlišovacia schopnosť, ktorá sa pomerne rýchlo zhoršuje so vzdialenosťou od čela kolimátora. Kolimátory HS sa používajú pomerne zriedka. 2.) Kolimátory s vysokým rozlíšením (HR – High Resolution) Majú dlhšie a drobnejšie otvory (cca 1-2 mm) s tenkými prepážkami (cca 0,2 – 0,4 mm), takže každý otvor sníma žiarenie z pomerne malého priestorového uhla. Vyššie rozlíšenie amozrejme vedie k nižšej citlivosti ( detekčnej účinnosti ). Tento kolimátor sa v súčasnosti javí ako jeden z optimálnych pre detekciu žiarenia gama. 10

Kolimácia pri detekcii žiarenia Rozdelenie podľa rozlíšenia/citlivosti 3.) Kolimátory s ultra vysokým rozlíšením (UHR – Ultra Heigh Resolution) Majú dlehé a veľmi drobné otvory (cca 1 mm) s dostatočne tenkými prepážkami (cca 0,1 - 0,2 mm), čo zaručuje veľmi dobrú rozlišovaciu schopnosť. Citlivosť je však výrazne znížená → až 4-násobne. Používa sa veľmi zriedka. 4.) Kolimátory s vhodným pomerom rozlíšenie/citlivosť (AP – All Purpose) Spolu s HR kolimátorom je najčastejšie používaný v bežnej praxi. 11

Kolimácia pri detekcii žiarenia Kolimátor typu Pinhole d – veľkosť otvoru pinhole kolimátora α – uhol pinhole kolimátora h – výška pinhole kolimátora x – vzdialenosť zobrazovaného objektu (zdroja) od čela kolimátora θ – uhol, pod ktorým vniká fotón gama do kolimátora Kolimátor typu Pinhole sa používa pri zobrazovaní malých orgánov (štítna žľaza, obličky, bedrové kĺby u novorodencov). 12

Kolimácia pri detekcii žiarenia Kolimátor typu Pinhole Kolimátor typu pinhole má jeden otvor v olove (alebo wolfráme) o priemere 3 až 5 mm ( prípadne obsahuje súbor nadstavcov s otvormi rôznych priemerov ). Kolimátor typu pinhole má tieto vlastnosti: Poskytuje prevrátený a zväčšený obraz snímaného objektu. Zväčšenie klesá s rastúcou vzdialenosťou objektu od čela. Vykazuje veľmi dobré priestorové rozlíšenie v prípade, že zobrazovaný objekt je od neho vo veľmi malej vzdialenosti. Nevýhodou kolimátorov pinhole je ich nízka citlivosť v porovnaní s kolimátormi s paralelnými otvormi a skreslenie obrazu zvlášt pri zobrazovaní objektov s  veľkou hrúbkou. 13

Kolimácia pri detekcii žiarenia Kolimátor typu Fan beam x – vzdialenosť zobrazovaného objektu (zdroja) od čela kolimátora f – ohnisková vzdialenosť Kolimátor typu Fan beam je konvergentný kolimátor, používa sa pri SPECT vyšetreniach mozgu. 14

Kolimácia pri detekcii žiarenia Kolimátor s paralelnými otvormi d – veľkosť otvoru kolimátora t – šírka prepážky (septa) medzi otvormi kolimátora h – výška paralelného kolimátora x – vzdialenosť zobrazovaného objektu (zdroja) od čela kolimátora Je v rôznych obmenách (LEAP, LEHR, MEGP, HEHR) najviac používaným kolimátorom v nukleárnej medicíne. 15

Kolimácia pri detekcii žiarenia Kolimátor s paralelnými otvormi Obr.: Vplyv vzdialenosti od čela kolimátora na rozlíšenie v obraze. 17

Kolimácia pri detekcii žiarenia Typy kolimátorov a zobrazenie v kryštáli 18

Kolimácia pri detekcii žiarenia Systémové rozlíšenie: gamakamera + kolimátor 19

Kolimácia pri detekcii žiarenia Systémové rozlíšenie: gamakamera + kolimátor 20

Kolimácia pri detekcii žiarenia Ďakujem za pozornosť! 22