Московский государственный университет имени Μ. В. Ломоносова Физический факультет Междисциплинарная научно-образовательная школа «Фотонные и квантовые технологии. Цифровая медицина» БИБЛИОТЕКА МЕДИЦИНСКОГО ФИЗИКА

# ВВЕДЕНИЕ В ЯДЕРНУЮ МЕДИЦИНУ

А.П. Черняев, М.В. Желтоножская, С.А. Золотов Учебное пособие Рекомендовано методической комиссией отделения ядерной физики физического факультета МГУ Москва 2024

Введение в ядерную медицину: учебное пособие. Черняев А.П., Желтоножская М.В., Золотов С.А. — Μ.: ООП физического факультета МГУ, 2024 г. — 86 с.: с ил. — (Серия «Библиотека медицинского физика»). ISBN 978-5-6050982-2-5

Редакционная коллегия: д.ф.-м.н. А.П. Черняев (главный редактор); д.б.н. В.В Розанов (зам. главного редактора); к.ф.-м.н. С.М. Варзарь; к.ф.-м.н. П.Ю. Борщеговская; к.ф.-м.н. У.А. Близнюк; κ,τ.η. М.В. Желтоножская; к.ф.-м.н. Е.Н. Лыкова.

## Аннотацаия

Настоящее учебное пособие составлено на основе специального курса «Ядерно-физические методы в медицине», читающегося на кафедре физики ускорителей и радиационной медицины физического факультета МГУ с 2010 г. Пособие предназначено для студентов и аспирантов высших учебных заведений, обучающихся по направлению «медицинская физика» и может быть полезным для врачей, медицинских физиков, научных сотрудников и специалистов других инженерно-технических профессий, работающих в области ядерной медицины. В пособии рассматриваются современные высокотехнологичные приборы, устройства и системы для радионуклидной диагностики и терапии.

| © Коллектив авторов, 2024

## Введение

В современном мире большое значение приобрели радиационные технологии с использованием радиоактивных изотопов. Из ~1850 известных в настоящее время изотопов, в том числе 271 стабильного изотопа, в мировом хозяйстве может использоваться примерно 350 видов нуклидов. На практике используется примерно 30-40 радиоактивных изотопов. Общий объем приборов, устройств и радиоизотопной продукции делится примерно на две равные части между промышленностью и медициной. Причем темпы ежегодного прироста общего объема и изотопной продукции последнее десятилетие превышают 35%. Только для медицинских целей в 2010 году объем рынка составлял 22 млрд долларов. По оценкам экспертов, прирост мирового рынка продукции и услуг ядерной медицины в 2015 году достиг 84 млрд долларов, а в 2020 достиг порядка 315 млрд долларов.

К текущему моменту в мире производится 200 наиме-нований радиофармпрепаратов (РФП), которые позволяют проводить более 13 млн процедур, 100 млн лабораторных тестов, 50 тыс. терапевтических фасовок. В России же используется всего 22 различных РФП, из них шесть видов РФП для позитронно-эмиссионной терапии (ПЭТ).

Основными источниками получения радионуклидов медицинского назначения являются промышленные реакторы и ускорители заряженных частиц. Для этих задач используется более 230 реакторов в 56 странах - членах МАГАТЭ.

Также для наработки медицинских радионуклидов используются более 1500 ускорителей, как правило, циклотроны с энергией 4-70 МэВ и небольшое число высоковольтных ускорителей). Причем их число для производства радиоактивных изотопов в промышленных целях составляет около 700, а для медицины — 800, и с каждым годом неуклонно растет. Так, например, в США только в ПЭТ-центрах действует более 200 циклотронов. Они производят в зависимости от энергии частиц от четырех изотопов (для ПЭТ-диагностики) до 50. На ускорителях с энергией выше 30-40 МэВ для исследовательских задач производят долгоживущие изотопы, например, 201Тl,123I, 67Ga, 103Pd.

К примеру, у нас в стране ведущий производитель изотопов ЗАО «Циклотрон» нарабатывает изотопы на двух ускорителях (циклотронах). Первый, У-150 работает при энергиях протонов 20-23 МэВ с средним током 1,1 мА с использованием ядерных реакций (p, 2n), (p, pn), (p, 2p). Второй ускоритель, РИЦ-14 работает при энергии протонов 14 МэВ с средним током 2,2 мА с использованием ядерной реакции (p, pn).

В настоящее время в диагностических целях используется больше 27 видов радионуклидов, в терапевтических целях — около 37. Группу радионуклидов, получаемых генераторным методом, образующихся при распаде β+ и β- а также в результате электронного захвата и изомерных переходов, составляют порядка 20 радионуклидов. Темпы развития использования радионуклидов в медицине столь велики, что только в США в 2014 г. доход рынка радиофармпрепаратов, используемых в диагностике и терапии, составил более 8 млрд долларов.

Количество установок, действующих на основе радионуклидов, достигает примерно 27 тыс. единиц или около 24,5% от общего числа (~110 тыс. единиц) высокотехнологичной медицинской техники. При этом основная доля этого оборудования используется в радионуклидной диагностике — 23 тыс. единиц (85%), а в дистанционной и контактной лучевой терапии — чуть менее 15%.

В медицинских учреждениях и центрах России число радионуклидных источников, приборов и установок насчитывает около 1500. Однако высокотехнологичной медицинской техники работает около 4500 единиц, что составляет всего 30% от требуемого количества по сравнению с уровнем обеспечения аналогичным оборудованием медицинских учреждений стран Западной Европы.

В нашей стране для диагностики успешно используются 240 гамма-камер, (в том числе ОФЭКТ-сканеров 140), 54 ПЭТ-сканера, работает около 165 подразделений радионуклидной диагностики, в радионуклидной терапии действуют 12 центров (около 100 коек).

Подобное направление использования изотопов в мировой медицине получили название ядерной медицины (nuclear medicine). В ядерной медицине уже используются или потенциально могут найти применение порядка 100 видов радионуклидов (из -1850 известных в настоящее время изотопов). Она потребляет более 50% всей производимой в мире изотопной продукции.

Ядерные технологии в медицине включают в себя два направления использования — лучевую терапию и ядерную медицину. Структура ядерно-физических технологий, используемых в медицине, представлена на рис. 1.

Рис. 1. Структура ядерно-физических технологий в медицине.

Лучевая терапия осуществляется либо дистанционным способом (пучки электронов и фотонов электронных ускорителей, протонов и ионов из ускорителей протонов, и нейтронов из генераторов нейтронов или ядерных реакторов, фотоны из кобальтовых установок и т. д.), либо контактным (источник ионизирующего излучения расположен в непосредственном контакте с облучаемым объемом). Этот последний метод подразумевает помещение источника радиоактивности вблизи или внутри области, подвергаемой лучевому лечению. Последнее десятилетие из лучевой терапии постепенно выделяется новое самостоятельное направление развития технологий — стереотаксическая хирургия, использующая такие уникальные установки как гамма- и кибер-ножи, модифицированные для этих целей линейные ускорители.

В современном представлении в ведущих странах мира ядерная медицина включает в себя радионуклидную диагностику (РИД) и терапию (РНТ). В нашей стране в понятие ядерной медицины включают не только радионуклидную диагностику и терапию, но и дистанционную и контактную лучевую терапию, в том числе и стереотаксическую хирургию и томотерапию. Радионуклидная диагностика — это метод, основанный на регистрации фотонов, испускаемых изотопами, введенными в составе радиофармпрепаратов внутрь организма через кровеносную систему открытым образом. Радионуклидная терапия — это набор технологий, когда радионуклиды входят в состав химических и биохимических соединений, которые вводятся внутрь через кровеносную систему также открытым образом и преимущественно поглощаются опухолевыми клетками. Клетки погибают под действием ионизирующих излучений, возникающих при распаде радионуклидов.

## Глава 1. Производство радионуклидов для ядерной медицины

Как отмечалось ранее, из ~1850 известных в настоящее время изотопов 271 нуклид стабилен. Непосредственно в земной коре и морской воде находятся различные радиоизотопы естественного происхождения. Например, такие как тяжелые долгоживущие изотопы 235U, 238U, 232Th. На Земле существуют также средние и легкие долгоживущие естественные радиоизотопы, в том числе 40К, 50V, 87Rb, 113Cd, 115In и 176Lu. Кроме того, некоторые короткоживущие радионуклиды образуются при взаимодействии космического излучения с атомами в атмосфере Земли.

Большинство радиоактивных изотопов (будем называть их радионуклидами) превращается из стабильных изотопов в нестабильные в результате их облучения пучками нейтронов, протонов, дейтронов, α-частиц, а также потоками фотонов и тяжелых ионов. Источниками этих частиц в современной промышленности являются ядерные реакторы и ускорители различного типа. Это, в первую очередь, циклотроны с энергиями от 4 до 80 МэВ и некоторые линейные и высоковольтные ускорители тяжелых заряженных частиц. Также в последние годы развиваются технологии получения радионуклидов на линейных ускорителях электронов.

Большое разнообразие искусственно полученных радионуклидов способствовало их применению во многих областях мирового хозяйства. Как уже обсуждалось ранее в настоящее время в той или иной степени в народном хозяйстве их используется больше 100 различных наименований, а в медицине — больше 30.

В этом направлении основная задача медицинских физиков — производство необходимого для радионуклидной диагностики и терапии набора изотопов с необходимыми для определенных процедур характеристиками: типом частиц, их энергией, временем полураспада и активностью ядер.

### 1.1. Производство радионуклидов в реакторах

Мощным и экономически выгодным способом получения долгоживущих радионуклидов, применяемых в ядерной медицине, является использование ядерных реакторов. Производство радиоизотопов в реакторах основано на активации материала мишени при захвате нейтронов, либо путем образования радиоизотопов в результате деления материала мишени при ее бомбардировке нейтронами.

Для производства радионуклидов используются, как правило, исследовательские реакторы на тепловых нейтронах.

Нейтроны условно делятся на следующие группы: тепловые нейтроны и эпитепловые нейтроны (0-100 эВ), резонансные нейтроны (100 эВ < Еn < 100 кэВ) и быстрые нейтроны (Еn >100 кэВ).

В реакторах теплового типа нейтроны, возникающие в реакциях деления тяжелых ядер 235U, 239Pu или 233U, имеют непрерывный энергетический спектр в интервале от 0,1 до 20 МэВ. Наиболее вероятная энергия образовавшихся нейтронов составляет 1 МэВ, а их средняя энергия — 2 МэВ. При взаимодействии нейтронов с веществом увеличивается число нейтронов низких энергий, в результате чего спектр нейтронов модифицируется и расширяется в область малых энергий. Энергетический спектр тепловых нейтронов аппроксимируется распределением Максвелла с максимумом в области энергии 0,025 эВ. Эти нейтроны имеют максимальные сечения взаимодействия с ядрами мишени и поэтому наиболее эффективны для получения радионуклидов. Используемая плотность потока таких нейтронов зависит от мощности реактора и расположения мишени и находится в диапазоне от 5x106 до 5x1015 нейтрон/(см2·с).

В качестве замедлителя реакторов на тепловых нейтронах используются материалы, обладающие хорошей замедляющей способностью и низким поглощением нейтронов. Среди них — водород (в составе обычной воды), дейтерий (в составе тяжелой воды) и углерод (в виде графита). Подобные реакторы имеют активную зону, погруженную в бассейн с водой или тяжелой водой, которая одновременно выполняет функции замедления нейтронов, охлаждения реактора и защиты от излучений. Мишени для облучения обычно размещают в специальных каналах, проходящих через активную зону реактора. Внутри активной зоны ядерного реактора в результате деления ядер урана образуются интенсивные потоки нейтронов. Мишени из стабильных ядер помещают в такой поток. Они под действием потока нейтронов испытывают ядерные превращения, становясь радиоактивными.

Реакции радиационного захвата

Наиболее широко используется реакция (n, γ) с тепловыми нейтронами в силу простоты реализации и высокого выхода продукта. Во многих случаях мишени делают из такого же элемента. Иногда для наработки используют природные материалы с естественной смесью изотопов. В этом случае требуется химическое разделение мишени и продукта. Однако сложность химического отделения радиоактивного продукта от стабильных ядер приводит к уменьшению удельной активности конечного продукта. Другой недостаток заключается в возможности образования радиоактивных примесей вследствие реакции (n, γ) на других изотопах элемента мишени или химических примесей в мишени. Применение изотопного обогащения мишени помогает минимизировать наличие радиоактивных примесей в продукте, однако существенно увеличивает его стоимость. Тем не менее, такое обогащение применяется достаточно часто.

В реакциях радиационного захвата при облучении мишени потоком нейтронов ядро оказывается в возбужденном состоянии, которое снимается путем испускания γ-излучения:

β-активные радионуклиды

Процесс взаимодействия нейтронов с ядрами мишени выглядит так. Нейтроны приближаются к ядру на расстояние действия ядерных сил и в результате ядерной реакции возникает ядро, имеющее дополнительный нейтрон, а иногда и несколько нейтронов. Такой процесс называют активацией. Он происходит в реакциях вида:

Образовавшееся в результате активации дочернее ядро имеет лишний нейтрон по сравнению с ядром стабильного изотопа. Такие ядра чаще всего распадаются с испусканием электронов:

Активность получаемого долгоживущего дочернего изотопа будет равна:

где t — время облучения мишени; Ν0 - число ядер материнского изотопа в начальный период времени; λ — постоянная распада продукта в с-1; σ — поперечное сечение в см2; Ф — поток нейтронов.

При большом времени облучения мишени tоблуч >> Т1/2 множитель (1-eλt) стремится к 1. В этом случае скорость образования и скорость распада продукта сравниваются, реакция достигает насыщения. На практике облучение в течение времени большем, чем период полураспада нарабатываемого радионуклида, неэффективно. При облучении мишени в течение периода полураспада его активность достигнет половины от максимальной.

При реакторном производстве радионуклидов возникает серьезная проблема в разделении двух изотопов одного химического элемента. Поэтому требуемый радионуклид получается в смеси с дочерним изотопом. Присутствие носителя уменьшает отношение активности к полной массе элемента в РФП. Это отношение по возможности стараются увеличивать.

Продукты деления ядер

Получение радионуклидов из продуктов деления урана в тепловыделяющих элементах осуществляют химическим путем из отработанных тепловыделяющих элементов (твэлов). В результате деления 235U образуются продукты деления с А = 30-166, разделить которые можно с помощью радиохимических процедур. Использование этих технологий позволяет выделить целый ряд полезных для применения радионуклидов. Радионуклиды, извлекаемые из твэлов, как правило, имеют более высокую активность, чем получаемые с помощью бомбардировки нейтронами. К таким относятся радионуклиды, широко используемые в медицине — 99Мо, 131I,133Хе, а также некоторые другие радиоизотопы.

Часть полезных радионуклидов получают в реакциях (n, р), которые происходят при облучении мишеней быстрыми нейтронами, например, на ядрах 35S и 64Сu. Так, например, при облучении нейтронами 6Li в реакции:

образуется 3Н с достаточно высокой энергией, чтобы вызвать реакцию с ядром 16О в некотором химическом соединении, в результате которой получается 18F.

### 1.2. Производство радионуклидов на ускорителях

В циклотронах используются ускоренные пучки протонов, дейтронов и α-частиц, которыми облучают мишени. В типичном случае столкновение элементарных частиц с ядрами мишени приводит к увеличению числа протонов в ядре. Такие ядра склонны к β+-распаду или электронному захвату. Они имеют атомные номера, отличные от атомных номеров ядер мишени, поэтому химическое разделение их не представляет особых проблем, позволяя получать радионуклиды, свободные от носителей. Проблемы появляются, когда при облучении возникают, кроме основного, так называемые примесные радиоактивные изотопы, схемы распада которых содержат высокоэнергетическое γ-излучение. Это излучение ухудшает качество визуализации. Примером служит наработка радионуклида 123I облучением протонами мишени, состоящей из 124Те. В этом случае кроме радионуклида 123I образуется соизмеримое количество 124I, испускающего при распаде γ-кванты высокой энергии. Формула (4) для случаев, когда возникают примесные изотопы, записывается в виде:

где Аполез = (m/М)NA·F,m — масса образца в граммах; NA — число Авогадро; Μ — атомная масса в г/моль; F - относительное содержание изотопа в мишени.

На циклотронах для ядерной медицины получают радионуклиды 201Т1,67Ga, 123I, 111In, в также 15O, 18F, 13N для ПЭТ-исследований и многие другие.

Циклотроны, используемые для производства радионуклидов, условно делят на четыре уровня в зависимости от энергии ускорителя: 1) до 10 МэВ, 2) до 20 МэВ, 3) до 45 МэВ, 4) до 70 Мэ В. В первом случае производится четыре изотопа для ПЭТ-диагностики, во втором случае — 11 изотопов, в третьем — 19, в четвертом — более 30.

Линейные ускорители ионов также используются для производства радионуклидов. Но их линейные размеры почти линейно возрастают с ростом энергии пучка ионов. Это препятствует их применению непосредственно в клиниках, и они используются главным образом в физике высоких энергий. В настоящее время только три линейных ускорителя в мире (один из них в Дубне) производят заметное количество радионуклидов. Из них наиболее полезными являются радиоизотопы 82Sr и 68Ge, используемые как материнские в радионуклидных генераторах позитронно-излучающих 82Rb и 68Ga.

### 1.3. Генераторные системы

Первый вид генератора был создан еще в начале двадцатого столетия, когда установили, что применение эманации радия радона помогает в лечении онкологических заболеваний. Такими генераторами стали системы 226Ra/222Rn, которые были разработаны для производства радоновых капсул. Разделение 222Rn и 226Ra проводилось по технологии, в соответствии с которой радий находился в растворе, а образующийся при распаде радия газ радон выходил из раствора и собирался в специальных емкостях.

Генератор представляет устройство, в котором материнский радионуклид распадается в дочерний, а последний отделяется от материнского. В полезных генераторных системах используется более продолжительный период полураспада материнского продукта по сравнению с дочерним, что позволяет повторять выделение дочернего продукта. Методы отделения дочернего продукта от материнского в ряде случаев основываются на различном физическом состоянии (например, жидкость и газ). В других случаях используют используются технологии, базирующиеся на различных химических свойствах: испарение, и разную летучесть двух компонент. Кроме того, для разделения двух веществ используется, например, различная их растворимость.

Рассмотрим в качестве примера действующей генераторной системы два радиоактивных изотопа — технеций-99т (99mТс) и таллий-201 (201Тl), которые используются для исследований на гамма-камерах.Они имеют приемлемые для проведения исследований период полураспада, соответственно 6 и 72,9 ч.

Наработка изотопов 99mТс осуществляется облучением медленными реакторными нейтронами молибденсодержащих образцов.

В качестве мишени используют килограммовые количества либо чистого МоО3, либо металлического молибдена.

В настоящее время более удобным способом является выделение технеция в процессе переработки отработанного ядерного топлива. Технеций является продуктом деления и накапливается при облучении ядерного топлива в реакторе.

Целевая наработка 99mТс ведется переработкой отработанного уранового топлива. Изотоп 99mТс получают облучением реакторными нейтронами высоко обогащенного урана 235U:

Из него извлекается молибден 99Мо, который используется в качестве материнского нуклида в нейтронных генераторах:

Рис. 2. Схема распада 99Mo.
Рис. 3. Схема радионуклидного хроматографического генератора.

Фотоны испускаются в результате распада 99mТс с энергиями Eγ = 140,5 кэВ (98,6%), Eγ 142,6 кэВ (1,6%). Схема распада 99Мо представлена на рис. 2.

Конструкция хроматографического генератора радиоактивного технеция для медицинских целей представлена на рис. 3.

Как видно из рис. 3, выделившийся в радионуклидном генераторе технеций попадает в ампулу со стерилизованным раствором, который используется в радионуклидной диагностике для приготовления РФП, вводимых в организм пациента.

Первый такой радионуклид99mТс был синтезирован в 1937 г. в Беркли, когда мишень из молибдена облучалась ядрами дейтерия на циклотроне[1] [2]:

Но их выход был мал, а их наработка обходилась достаточно дорого. Кроме того, технеций получают в реакторах при делении нуклидов 232Th, 233U, 238U, 239Pu, и он может накапливаться в реакторах килограммами за год. Как правило, технеций получают из радиоактивных отходов химическим способом. В реакторе 99Мо — один из продуктов деления урана. Он выделяется и поставляется в радиофармацевтические компании. Радиоактивный 99Мо распадается с периодом полураспада 2,7 сут, превращаясь сначала в 99mТс, который затем извлекается из генератора. В дальнейшем 99mТс распадается внутри тела пациента, испуская фотон, который регистрируется гамма-камерой. Он распадается до своего основного состояния 99mТс, которое является согласно (13) относительно нерадиоактивным по сравнению с 99mТс. Технеций стал одним из основных радионуклидов, используемых в радионуклидной диагностике.

Другой радионуклид 201Т1, широко используемый в диагностике, обычно получают путем облучения таллиевой мишени протонами с энергией выше 30 МэВ:

В результате реакций (10)-(12) образуется 2O1Tl, который распадается с периодом полураспада 3,04 сут с испусканием фотонов.

## Глава 2. Радионуклидная диагностика

Использование в медицине ядерных технологий для визуализации началось в 1920-х гг. Оно базировалось на открытии радиоактивности А. Беккерелем в 1896 г. и чуть позднее, в 1898 г., на открытии Μ. Склодовской-Кюри α-, β- и γ-излучения.

В средине 1920-х годов Д. Хэвеши[3] выполнил первые эксперименты по диагностике метаболизма у мышей с использованием радионуклидов 210Bi. Этому способствовало создание для целей ядерно-физических исследований счетчиков Мюллера-Гейгера, с помощью которых осуществлялась регистрация фотонов. В 1935 г. он же исследовал распределение 32Р в тканях крыс. Впервые в практике диагностические методы были применены в 1927 г. Г. Блюмгартом и С. Вейсом. Они использовали газ радон для оценки гемодинамики у больных сердечной недостаточностью. Первое применение радиоизотопа 131I для диагностики заболеваний щитовидной железы осуществил Герц в конце 1930-х гг.

Лучевая диагностика включает в себя рентгенологические, ультразвуковые и изотопные исследования. Основное место в ней занимает широкий спектр рентгенологических исследований. За ними следуют методы ультразвуковой диагностики, которые прочно вошли в широкую практику медицинских учреждений. Радионуклидная диагностика стала уникальным высокотехнологичным достижением ученых. Использование достижений ядерной и радиационной физики для лучевой диагностики привело к созданию целого ряда впечатляющих по своим возможностям установок: магнитно-резонансный томограф (МРТ), гамма-камера (ГК), однофотонный эмиссионный компьютерный томограф (ОФЭКТ), позитронно-эмиссионный томограф (ПЭТ), рентгеновский компьютерный (КТ) и др. Каждый вид диагностики обладает своими особыми достоинствами. Как показала практика — наилучший результат медицинских исследований достигается при их совместном использовании.

В целом методы лучевой диагностики делятся на два больших направления. Первое из них — диагностика с использованием внешних источников ионизирующих и неионизирующих излучений. В этом случае работает «принцип фотографии», но с использованием разных видов излучений (рентгеновского, гамма-излучения, радиочастотного и т. д.). В этом случае исследуют структуру тканей. К этой идеологии исследований относятся рентгеновские исследования (РИ), КТ, МРТ. Такой вид диагностики называют топографо-анатомической. Динамика функционирования органов исследуется по другому принципу. Вводятся такие радиофармпрепараты (РФП), которые позволяют исследовать функционирование органов. Такие исследования проводят на высокотехнологичных установках радионуклидной диагностики с использованием быстродействующих гамма-камер (ГК). В современной диагностике они занимают важное место. Этот вид диагностики называют функциональной.

Для осуществления одновременного исследования структуры и функционирования тканей в последние десятилетия получили распространение совмещенные томографы ПЭТ/КТ, ОФЭКТ/КТ, ПЭТ/МРТ. Они включают в себя одновременно анатомическую и функциональную диагностику.

В лучевой диагностике активно ведутся исследовательские работы по молекулярной диагностике (molecular imaging), когда становится возможным очень раннее выявление болезней на основе обнаружения «больных» клеток или молекул. Развиваются такие передовые работы как, например, в Пекинском университете, где группа исследователей приступила к реализации проекта по разработке универсальной диагностической установки, совмещающей в себе четыре вида томографической медицинской визуализации: КТ, ПЭТ, ОФЭКТ и ФМТ (флюоресцентную молекулярную томографию).

В основе радионуклидной диагностики лежит использование различных меченных радионуклидами химических соединений, которые называют радиофармпрепаратами. Они в настоящее время широко используются не только в онкологии, но и в других областях медицины.

Радионуклиды, используемые в лучевой диагностике, представлены в табл. 1.

Типичное исследование методом ядерной медицины включает в себя чаще всего введение радионуклидов в организм внутривенно в жидкой или агрегированной форме, существенно реже во время приема пищи в сочетании с пищей, при вдыхании газа или аэрозоля или, что еще реже, при инъекции радионуклида, который претерпел микроинкапсуляцию. Некоторые исследования требуют маркировки собственных клеток крови пациента радионуклидом (сцинтиграфия лейкоцитов и сцинтиграфия красных клеток крови). Большинство диагностических радионуклидов испускает гамма-излучение, в то время как радионуклиды с эмиссией бета-частиц нежелательны, поскольку бета-частицы не выходят из тела пациента и поэтому не несут полезной диагностической информации, приводя к неоправданному облучению органов и тканей организма (см. табл. 1).

Таблица 1. Примеры радионуклидов, используемых в диагностических целях
Радионуклид | T1/2 | Энергия γ-квантов, МэВ
--- | --- | ---
81mKr | 13 c | 0,19
81Rb | 4,6 ч | 0,19
85Sr | 64,8 сут | 0,514
95Тс | 20 ч | 0,766
97mTc | 89 сут | 0,965
99mTc | 6 ч | 0,141
111In | 2,8 сут | 0,171
113mIn | 99,5 мин | 0,392
67Ga | 61,8 ч | 0,185
75Se | 120 сут | 0,136
199Tl | 7,4 ч | 0,455
201Tl | 72,9 ч | 0,167
123I | 13,3 ч | 0,159
131I | 8,1 сут | 0,365
132I | 2,3 ч | 0,668
127Хе | 36,4 сут | 0,203
133Хе | 5,3 сут | 0,081
51Сr | 27,7 сут | 0,32
57Со | 267 сут | 0,122
62Сu | 9,7 мин | 1,173

### 2.1. Физика радионуклидной диагностики

Физический смысл использования радиофармпрепаратов в диагностике заключается в том, что разные их виды по-разному поглощаются органами и тканями.

Изотопы для мечения радиофармпрепаратов подбираются так, чтобы их время полураспада было больше времени, в течение которого они распределятся в определенном органе или области тканей, и врач успеет произвести исследования. Более того, необходимо подобрать такой радиофармпрепарат, концентрация которого в опухоли будет выше, чем в здоровой ткани. Тогда на диагностическом приборе можно увидеть объем и форму патологического очага. Если время распада радионуклида будет слишком большим, то здоровые ткани пациента будут испытывать клинически неоправданную дозовую нагрузку.

Поэтому важно, чтобы радионуклид быстро распадался и легко и полностью выводился из организма. При этом активность радионуклидов должна быть невысокой для уменьшения дозовой нагрузки на здоровые ткани.

Рис. 4. Места накопления радионуклидов в организме человека.

Отметим, что в радионуклидной диагностике практически никогда не используются радионуклиды в чистом виде (за исключением йодида натрия 123I и пертехнетата 99mТс для исследований щитовидной железы), поскольку их распределение в организме (см. рис. 4) не позволяет выявлять патологические очаги. Именно поэтому для решения этой сложной задачи нужно использовать не чистые радионуклиды, а меченные ими радиофармпрепараты, обладающие тропностью к патологически измененным тканям, прежде всего, опухолевым.

По сути, приборы радионуклидной диагностики (гамма- камеры, ОФЭКТ- и ПЭТ-сканеры) работают на измерении плотности распределения радиофармпрепарата и, следовательно, радионуклида в патологических областях. Для диагностики используют радионуклиды, которые испускают фотоны высоких энергий. Чем выше их энергия, тем больше их проникающая способность. Поэтому из внутренних тканей больше фотонов вылетит наружу. Их интенсивность меняется по экспоненциальному закону:

где μ — линейный коэффициент ослабления, I0 — интенсивность излучения при х = 0 на входе в среду. Поэтому количество фотонов, попавшее в детектор, зависит от глубины расположения точки, откуда вылетают фотоны.

Физики решают еще одну важную задачу — повышение точности регистрации места, откуда вылетел фотон. Создаются специальные коллиматоры, которые позволяют регистрировать фотоны, вылетевшие только из заданной точки организма (рис. 5).

Рис. 5. Схема попадания гамма-квантов на сцинтилляционный кристалл при отсутствии (а) и наличии (б) плоскопараллельного коллиматора.

Остальные фотоны должны поглотиться стенками коллиматора и не попасть в детектирующий кристалл. Поэтому гамма-камерой будут регистрироваться только с одного направления фотоны, возникшие на разной глубине в тканях.

В ГК и ОФЭКТ-сканерах регистрируются отдельные фотоны, а при ПЭТ — пары фотонов, вылетающих в противоположные стороны.

В создании и развитии радионуклидной диагностики значительна роль радиохимиков и радиофармацевтов. Отметим еще раз, что сами по себе радионуклиды в диагностике практически не применяется. На практике используют различные его химические соединения в виде определенных радиофармпрепаратов. Они позволяют доставить радионуклиды в патологические очаги, а после исследования быстро вывести из организма, и так, чтобы доля оставшегося в нем радиоактивного вещества была бы минимальна.

На основе одного и того же радионуклида может быть создано множество радиофармпрепаратов для диагностики. Характерный пример — радионуклид99mТс, используемый в качестве метки более сотни различных радиофармацевтических соединений.

Эффективные дозы, получаемые пациентом при проведении радионуклидной диагностики, составляют от единиц микрозиверт (мкЗв) до примерно 40 миллизиверт (мЗв).

### 2.2. Установки для радионуклидной диагностики

Использование в медицине для регистрации фотонов газоразрядных счетчиков, первоначально созданных физиками для регистрации ионизирующих излучений, не позволяло точно определить особенности распределение радиофармпрепаратов в тканях, поскольку они имели низкую эффективность регистрации гамма-излучения. Эту проблему удалось решить после того, когда физики научились выращивать сцинтилляционные кристаллы[4].

Впервые такой детектор был использован в 1949 г. Б. Кассеном (В. Kaβen) для измерения распределения 131I в тканях. В следующем году он смонтировал сцинтилляционный детектор с кристаллом NaI(Tl), закрепленном на движущемся механизме. Это был первый диагностический прибор, названный радиоизотопным сканером, для регистрации излучения радионуклидов.

Идея гамма-камеры, принципиально нового диагностического прибора, была предложена в 1949 г. Е. Коуплендом и Бенжамином. Основной вклад в развитие этого метода сканирования и создание гамма-камер, начиная с 1952 г., внесли Энгер и Мэллард. Первая гамма-камера была создана американским инженером Энгером в 1966 г. Она состояла из двухкоординатного сканера со сцинтилляционными счетчиками (кристаллами Nal(Tl) толщиной -12 мм и диаметром более 25 см), системы фотоэлектронных умножителей, а также блока сборки и обработки сигналов со счетчиков. Ее параметры были адаптированы для получения двухмерного изображения пространственного распределения РФП в организме человека с достаточно хорошим разрешением.

Таким образом, еще в 1950-е годы возникла технология функциональной визуализации внутренних органов человека с использованием радионуклидов, которую в настоящее время, как мы уже знаем, называют радионуклидной диагностикой.

Дальнейшее ее развитие связано с разработкой и широким распространением в конце 1950-х и 1960-х гг. генераторных систем для синтеза непосредственно в медицинских учреждениях радионуклида 99mТс. Около 90% радиодиагностических исследований во всех странах мире осуществляются с его использованием.

С расширением круга используемых в медицине изотопов на стыке ядерной физики и медицины возникло новое направление — радиофармацевтика. Она позволила с течением времени создать несколько сотен видов радиофармпрепаратов. Хотя круг их использования на практике весьма ограничен (всего несколько десятков).

Современная медицинская визуализация включает в себя два направления исследований — анатомические и функциональные. К анатомическим исследованиям относятся: рентгенографические установки, компьютерные томографы (КТ), магнито-резонансные томографы (МРТ), к функциональным — сцинтиграфия или гамма-камерами (ГК), однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ), позитронно-эмиссионная томография (ПТЭ).

Гамма камера

Гамма-камеры[5] предназначены для визуализации и исследования кинетики радиофармпрепаратов во внутренних органах и физиологических системах организма пациента с целью ранней диагностики онкологических, сердечнососудистых и других заболеваний человека.

На сегодняшний день гамма-камера является одним из основных приборов для получения сцинтиграфических изображений. В комплексе с компьютером гамма-камера позволяет проводить все основные виды радионуклидных исследований.

Сцинтилляционная гамма-камера[6] (рис. 6) состоит из детектора на базе сцинтилляционного кристалла, коллиматора, световода, фотоэлектронных умножителей, предусилителя, усилителя, электронной схемы определения положения и величины вспышек, компьютера для получения изображения и консоли оператора (электронно-лучевой трубки или другого устройства для визуализации, например, жидкокристаллического дисплея) Все ее конструктивные элементы заключены в свинцовый экран достаточной толщины, чтобы уменьшить фон от внешних источников радиации. На ней получают двухмерное изображение органов человека.

Рис. 6. Устройство гамма-камеры.

Испускаемые из органов человека фотоны регистрируются сцинтилляционным детектором Nal(Tl). Он представляет собой монокристалл NaI(Tl) толщиной 6-10 мм, диаметром 250-400 мм или прямоугольной формы с линейными размерами примерно 400x500 мм. Они характеризуются большим атомным номером и высокой плотностью, причём их линейный коэффициент поглощения излучения при энергии 150 кэВ составляет 2,22 см-1. При энергии фотонов порядка 150 кэВ в них поглощается 90% фотонов. Кристалл хорошо пропускает собственное оптическое излучение, возникающее при взаимодействии первичных фотонов с кристаллом. В сцинтилляционном детекторе поглощенные или рассеянные гамма-кванты преобразуются в фотоны видимого излучения, их число пропорционально поглощенной в сцинтилляторе энергии γ-квантов. Разрешение по энергии для кристаллов NaI(Tl) составляет 10-12% при энергии фотонов 150 кэВ.

Над детектором располагается матрица фотоэлектронных умножителей (ФЭУ), которые регистрируют эти вторичные фотоны. Для уменьшения потерь света при его прохождении от кристалла Nal(Tl) к ФЭУ применяют оптоволоконные световоды. Их изготавливают из прозрачной пластмассы с коэффициентом преломления, близким к показателю преломления кристалла NaI(Tl) n = 1,85. Применение световодов позволяет уменьшить флуктуации в эффективности передачи света по поверхности сцинтиллятора. В последнее время вместо световода стали применять микропроцессорную систему коррекции изображения.

Фотоумножители преобразуют световую вспышку сцинтиллятора в импульсы тока, которые складываются по определенному алгоритму, после чего суммарный импульс регистрируется спектрометрической аппаратурой. Амплитуда импульса пропорциональна поглощенной энергии. От количества ФЭУ в конечном итоге зависит разрешающая способность гамма-камеры. Оптимальной конфигурацией упаковки фотоумножительных трубок на поверхности круглого сцинтилляционного кристалла является матрица, состоящая из 7, 19, 37, 61 и т. д. ФЭУ.

Важным элементом установки является коллиматор. Он позволяет избежать искажений, получаемых сцинтиграмм за счет поглощения γ-квантов, падающих под некоторым углом к центральной оси его отверстий (рис. 6). Такие фотоны не попадают на кристалл.

В основе механизма действия коллиматора лежит факт, что он пропускает падающий фотон, только когда его траектория проходит целиком внутри каналов коллиматора. Если же фотон падает на поглощающий материал стенок, называемый септой, или на верхнюю часть поверхности между отверстиями каналов, то он поглощается, не давая вклада в изображение. Для прохождения через коллиматор фотон должен иметь траекторию в пределах небольшого телесного угла. Он при отсутствии рассеяния в теле пациента распространяется по прямой линии от точки эмиссии до точки детектирования.

Помимо плоскопараллельных коллиматоров с существуют и коллиматоры с единственным отверстием малого размера (их называют пинхольными), предназначенные для визуализации малых, приповерхностных органов, а также коллиматоры со сходящимися (конвергентными) (рис. 7, a) или расходящимися отверстиями (дивергентными) (рис. 7, б) для получения изображений всего тела и органов средних размеров.

Рис. 7. Виды коллиматоров: конвергентные (а), дивергентные (б).

Именно таким образом по распределению фотонов и визуализируется распределение радиофармпрепарата в тканях, после чего помощью компьютера осуществляется визуализация структуры тканей с выявлением патологических очагов.

Обычно используют многоканальные коллиматоры, представляющие собой свинцовую пластину с множеством отверстий, через которые происходит проникновение гамма-квантов от объекта к сцинтилляционному кристаллу. Для проведения исследований с радионуклидами, обладающими различными энергиями излучения, используют низко-, средне- и высокоэнергетические коллиматоры. Толщина свинцовых стенок между отверстиями коллиматора должна быть тем больше, чем выше энергия гамма-излучения, предполагаемого для регистрации.

Вероятность взаимодействия γ-кванта с кристаллом зависит от его плотности и толщины, а также от энергии излучения. При поглощении фотона сцинтиллятором возникают фотоны в оптической области спектра (около 10% потерянной энергии). Длина волны излучения 410 нм оказывается оптимальной для регистрации ФЭУ. Высокоэнергетические фотоны покидают пределы кристалла.

Длительность световой вспышки в кристалле должна быть минимальной. Для наиболее распространенного в радионуклидной диагностике кристалла NaI(Т1) продолжительность сцинтилляций составляет 0,8 мкс.

Конструктивные особенности гамма-камеры обеспечивают хорошее пространственное разрешение в сочетании с высокой эффективностью регистрации γ-излучения (чувствительностью). Пространственное разрешение гамма- камеры определяется как способность установки верно воспроизводить изображение объекта, в соответствии с распределением активности в объекте. Количественно оно определяется как наименьшее расстояние между двумя параллельными линейными источниками, при котором на изображении они воспринимаются раздельно. Пространственное разрешение гамма-камеры включает две составляющие: собственную (внутреннюю) и внешнюю, обусловленную, в основном самим коллиматором. Собственное разрешение связано с точностью, с которой взаимодействие может быть локализовано внутри кристалла.

Внутреннее пространственное разрешение улучшается с повышением энергии фотонов и, наоборот, ухудшается с понижением их энергии из-за увеличения статистических флуктуаций при образовании световых фотонов, связанного с уменьшением поглощаемой в кристалле энергии. Оно улучшается при уменьшении площади входного окна, поскольку уменьшается число рассеянных фотонов. Комптоновское рассеяние фотонов, которые после многих актов рассеяния поглощаются в кристалле, ухудшает внутреннее разрешение. Это происходит при увеличении толщины кристалла.

Пространственное разрешение коллиматора Rразреш , имеющего параллельные отверстия, связано с его размерами соотношением:

где L — длина отверстия, d — его диаметр, z — расстояние от источника до коллиматора.

Пространственное разрешение улучшается с увеличением длины отверстий или их числа на единицу площади коллиматора. Чем большее число отверстий меньшего диаметра можно разместить на одной и той же площади, тем выше разрешение. Кроме того, весьма существенно то, что пространственное разрешение можно повысить, если уменьшить расстояние между источником и поверхностью коллиматора. Однако при этом число фотонов, попадающих в детектор с каждой точки обследуемой площади, уменьшается, т. е. чувствительность детектора падает. Среди разных типов коллиматоров наилучшее разрешение дает конвергентный коллиматор с большим числом отверстий, пропускающий на кристалл гамма-кванты в геометрии конусного пучка излучения. Оно достигается за счет уменьшения площади, откуда попадают фотоны в детектор. Рассеивающий (дивергентный) коллиматор с большим числом отверстий обеспечивает большую площадь обзора. Однако в этом случае пространственное разрешение уменьшается.

Чувствительность гамма-камеры определяется как число отсчетов, регистрируемых системой в единицу времени, на каждую единицу активности плоского источника. Она зависит от ряда факторов: от геометрической эффективности коллиматора, фотоэффективности детектора, настройки амплитудного анализатора импульсов, мертвого времени системы и др.

Большинство современных камер имеет несколько окон в амплитудном анализаторе и, следовательно, возможность получать изображение распределения на дисплее для каждого окна. Это позволяет анализировать распределения для нескольких радионуклидов. В них применяется, кроме того, оцифровывание сигналов, компьютерная обработка изображений и другие усовершенствования.

Однофотонный эмиссионный компьютерный томограф (ОФЭКТ)

С появлением вычислительной техники одной из основных задач стало получение трехмерных диагностических изображений. Совершенствование гамма-камер и разработка новых программ для ЭВМ, а также рост их быстродействия привели к созданию на рубеже 1970-1980-х гг.[7] более совершенных диагностических приборов нового типа для радионуклидной диагностики — однофотонных эмиссионных компьютерных томографов (ОФЭКТ)[8].

Гамма-камеры позволяют создать двухмерное плоское изображение трехмерных объектов. Структурная информация вдоль третьей координаты (глубины) размывается. Это обусловлено наложением проекционных данных вдоль этого направления. Некоторую информацию о глубине исследуемой структуры получить можно, но точное определение протяженности и глубинной структуры объекта получить не удается. Это удается осуществить томографическим способом. Основное предназначение ОФЭКТ-сканера заключается в визуализации распределения активности радиофармпрепарата на различной глубине. Детектирование излучений, выходящих из тела пациента под разными углами, получило название «эмиссионной компьютерной томографии». Оно основано на применении математических алгоритмов и позволяет создать изображения на любых глубинах объекта.

В настоящее время в ядерной медицине применяются два вида эмиссионной компьютерной томографии:

- однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ), в которой используются радионуклиды, испускающие γ-излучение (99mTc, 123I, 67Ga, 111In и 201Тl);

- позитронная компьютерная томография (ПЭТ), в которой используются радионуклиды, испускающие позитроны (11С, 13N, 15O,18F, 68Ga, 82Rb).

В ОФЭКТ, в отличие от гамма-камеры, осуществляется регистрация не одного, а множеств проекционных изображений, по которым строится трехмерное изображение объекта. При ОФЭКТ, как и при использовании гамма-камеры применяются радиофармпрепараты, меченные радиоизотопами, ядра которых при каждом акте радиоактивного распада испускают только один гамма-квант.

ОФЭКТ-сканер содержит гамма-камеру с одной, двумя или тремя детекторными головками с кристаллами NaI(Tl), закрепленными на гантри, компьютер для сбора и обработки данных и дисплейный монитор.

Для визуализации всего тела используется либо подвижный детектор, который перемещается вдоль тела пациента, либо подвижный стол, который перемещается под неподвижным детектором. В ОФЭКТ-системах применяют подвижную установку, называемую гантри[9]. На ней крепятся детекторные головки с коллиматорами, которые вращаются по круговой, эллиптической или повторяющей контур тела траектории, останавливаясь на некоторое время для набора данных с заданных направлений. Некруговые траектории позволяют детектору быть ближе к телу пациента, таким образом, увеличивая пространственное разрешение. Ось вращения параллельна продольной оси тела пациента. Обычно гантри останавливается через каждые 3 градуса на 15 секунд. Общее время измерения для гамма-камеры с двумя головками составляет ~ 15 минут.

ОФЭКТ-изображения исследуемой области строятся по серии (обычно 64) плоских снимков. Каждая проекция представляет собой обычное двумерное изображение, полученное при определённом угловом положении блока детектирования на траектории его перемещения вокруг тела больного. Проекционные данные для каждой проекции детектора накапливаются в памяти компьютера, после чего электропривод поворачивает блок детектирования в следующее угловое положение, и происходит накопление проекционных данных для следующей проекции. Программное обеспечение однодетекторного томографа позволяет за один оборот детектора на 360°получить полный набор проекционных данных; для двухдетекторных такой набор получают за пол-оборота, т. е. 180°, а для трёхдетекторных — за 1/3, т. е. 120°. Компьютер позволяет создать из них трехмерные изображения объекта.

Главное преимущество ОФЭКТ состоит в возможности получения плоскостных поперечных срезов изучаемых органов. ОФЭКТ позволяет визуализировать в виде совокупности плоскостных сечений распределение радиофармпрепарата, введенного в тело человека.

Преимущество ОФЭКТ по сравнению с исследованиями на гамма-камере состоит в том, что восстановленное изображение свободно от наложений на исследуемый орган соседних органов, что чрезвычайно важно для диагностики. Внешний вид современного ОФЭКТ-сканера показан на рис. 8.

Рис. 8. Однофотонный эмиссионный компьютерный томограф фирмы Philips.

ОФЭКТ-сканер устроен следующим образом. Он имеет два детектора, расположенных относительно друг друга под углом 180° или 90°, хотя в настоящее время оптимальным вариантом считается использование трех и четырех детекторов. На поверхности диафрагмы перед детекторами в ОФЭКТ имеются небольшие отверстия. Коллиматор имеет определенную толщину, поэтому фотоны могут попасть в детектор не из любой точки тела. Тем самым обеспечивается высокое пространственное разрешение, которое составляет ~1.5 мм.

При ОФЭКТ разрешение и чувствительность примерно такие же, как и в плоскостной визуализации на гамма- камере. Наилучшее разрешение наблюдается на поверхности коллиматоров при использовании плоскопараллельных коллиматоров с параллельными каналами. Поэтому в планарных исследованиях пациент размещается на расстоянии 5-10 см от головки детектора. При ОФЭКТ расстояние до тела пациента увеличивается по сравнению с гамма-камерой и находится в интервале от 5 до 25 см. Это ухудшает разрешение.

Чувствительность систем ОФЭКТ примерно такая же, как и при получении плоских изображений на гамма-камере. Чувствительность детектора позволяет регистрировать импульсы на уровне 12 отсчетов в секунду, что соответствует активности ~1 мкКи.

Преимуществом ОФЭКТ по сравнению с гамма-камерой является устранение наложения импульсов от радиоактивности, находящейся в соседних слоях с исследуемым слоем. Это увеличивает контрастность изображения. Как и в гамма-камере, повышение пространственного разрешения зачастую приводит к ухудшению чувствительности, и наоборот. Поэтому исследования по совершенствованию ОФЭКТ направлены на поиск оптимального соотношения между пространственным разрешением и чувствительностью. Повышение чувствительности осуществляется увеличением числа детекторных головок. При этом полное число отсчетов, набираемое при исследовании пациента, увеличивается прямо пропорционально числу головок. Более того, увеличение числа головок позволяет уменьшить время набора данных. Однако использование ОФЭКТ с несколькими головками усложняет как саму установку, так и контроль за ее работой. Достаточной сложной задачей является совмещение проекционных изображений от разных детектирующих головок.

Как уже отмечалось, в ОФЭКТ наибольшее распространение получили коллиматоры с параллельными каналами, причем такие, которые сохраняют величину разрешения при изменении расстояния до объекта.

Первое поколение ОФЭКТ-сканеров работало с круговыми орбитами движения детекторной головки. В современных установках расстояние между лицевой поверхностью камеры и осью вращения остается постоянным. Поскольку поперечное сечение тела пациента не является кругом, поэтому расстояние между детектором и пациентом изменяется. При этом пространственное разрешение ухудшается с увеличением расстояния до объекта. Для преодоления этой проблемы в современных системах детекторы движутся по эллиптическим орбитам. Причем поверхность коллиматора находится на минимальном расстоянии от пациента, что обеспечивает в результате более высокое пространственное разрешение томографических изображений.

В современных томографах используется трансаксиальная томография, когда изображения объекта измеряются под разными углами в диапазоне от 0° до 180° или до 360°. Это создает возможность аналитической реконструкции данных для получения поперечных срезов.

К числу ведущих производителей и поставщиков гамма- камер (ГК) и ОФЭКТ относятся фирмы Siemens, General Electric, Philips, Sopha Medical. Цена установок с двумя детекторами — 600 тыс. долларов США и более.

Для расширения анатомической информации при проведении радионуклидной диагностики в последние годы разработаны совмещенные (гибридные) ОФЭКТ/КТ-системы, позволяющие одновременно проводить радиоизотопные и рентгеновские компьютерно-томографические исследования общего назначения в кардиологии, онкологии и неврологии. Здесь за счет возможности быстрого совмещения ОФЭКТ- и КТ-изображений в одной и той же системе координат достигается существенное повышение точности диагностики.

С середины 1980-х годов подавляющее большинство диагностических процедур (~80%) на гамма-камерах и ОФЭКТ-сканерах выполняется с использованием радиофармпрепаратов, меченных радионуклидом 99mТс. Однако используют и другие радиоизотопы. В табл. 2 приведены некоторые радиоизотопы, используемые в радионуклидной диагностике и места их преимущественного распределения в теле человека.

В исследованиях сердца на гамма-камерах и ОФЭКТ используют201Т1, пирофосфат 99mТс — для диагностики новообразований костей и функции почек, 67Gа-цитрат — для диагностики лимфом и нейроэндокринных опухолей. Сцинтиграфия щитовидной железы проводится с помощью препаратов 123I или 99mТс, что позволяет диагностировать в ней узловые образования.

Таблица 2. Характеристики радиоизотопов, используемых в радионуклидной диагностике
Изотоп | T1/2 | Орган
--- | --- | ---
201Tl | 73 ч | сердце, щитовидная железа
99mТс | 6 ч | сердце, легкие, почки, кости, костный мозг, опухоли
67Ga | 78 ч | сердце, опухоли, лимфатическая система
131I | 8дн | легкие, головной мозг, почки, печень, щитовидная железа
111In | 2.8 дн | печень, воспаления

Позитронно-эмиссионный томограф (ПЭТ)

Одним из современных примеров использования ядерной физики в медицине является позитронно-эмиссионный томограф[10]. Если ультразвуковая, рентгеновская, и магнитно-резонансная томография проявляют структуру органа на стадии ее морфологического изменения, то ПЭТ-сканер способен зарегистрировать изменения в обменных процессах[11], которые этому предшествуют, помогая самому раннему распознаванию патологических сдвигов задолго до появления морфологических изменений.

Полный ПЭТ-центр включает в себя ПЭТ-сканер и ускоритель-циклотрон с энергией частиц до 20 МэВ, на котором нарабатываются короткоживущие изотопы, излучающие позитроны.

Действие прибора основано на следующих основных физических идеях. Во-первых, на ускорителях в ядерных реакциях осуществляется превращение химических элементов, т. е. получают изотопы, испускающие позитроны. Во-вторых, используется их аннигиляция при взаимодействии с электронами:

В-третьих, используются схемы совпадений, регистрирующие фотоны, одновременно попавшие в кристаллы. В-четвертых, используются кристаллы с высокой эффективностью регистрации фотонов. И, в-пятых, сложное математическое обеспечение для анализа и обработки данных.

Физические механизмы в ПЭТ выглядят следующим образом. При распаде радиоактивные изотопы испускают позитрон. Кинетическая энергия позитрона может принимать значения между Еmах и нулем при средней энергии, равной примерно одной третьей части максимальной его энергии Еmах. Он проходит в окружающих тканях расстояние, равное 1-3 мм, теряя энергию при соударении с молекулами и атомами биологической ткани. Когда в конце пробега энергия позитрона достигает уровня тепловой энергии, то подобно атому водорода он образуют орбитальную пару со свободным электроном среды, которая называется позитронием. Позитронный нестабилен и распадается в результате аннигиляции на два фотона с противоположными направлениями движения и с энергией 0,511 МэВ у каждого из них. Эти фотоны регистрируются кристаллами — сцинтилляционными счетчиками. При попадании фотонов в сцинтилляционные кристаллы, происходит вспышка света, которая регистрируется фотодиодами, а затем сигнал усиливается схемой умножения. Среди всех вспышек специальной электронной схемой отбираются те пары фотонов, сигналы от которых поступили одновременно оба ее входа (такие схемы получили название схем совпадений). Принцип действия ПЭТ-томографа представлен на рис. 9.

Рис. 9. Принцип действия позитронно-эмиссионного томографа.

Основной элемент ПЭТ-сканера—детектор, состоящий из большого числа сцинтилляционных кристаллов, среди которых каждые два противоположно расположенных кристалла попарно включены в схему совпадений. Полное кольцо массива детекторов образует круговую или гексагональную форму. В некоторых детекторах между сегментами кольца располагаются разрывы. Различные варианты конфигурации детекторов, используются разными производителями ПЭТ-сканеров.

Множество детекторов образует кольцо диаметром 80-100 см и шириной 10-20 см. Для снижения влияния внешнего излучения наружная поверхность кольца детекторов имеет свинцовый экран. Большинство сканеров может работать как в посрезовом режиме, когда аксиальная коллимация создается тонкими вольфрамовыми кольцами, называемыми септами, так и в трехмерном режиме, когда септа втягивается и совпадение регистрируется между всеми возможными парами детекторов.

Все фотоны, зарегистрированные только одним из противолежащих детекторов, или с интервалом, превышающим время достижения фотонами обоих детекторов, выбраковываются специальными электронными схемами совпадения.

В качестве материала детекторов для ПЭТ обычно применяется германат висмута, а в последнее время — ортосиликат лютеция. Он за счет высокой плотности обеспечивает в три раза большую чувствительность по сравнению с кристаллами NaI(Tl). Детекторы имеют небольшие размеры, порядка 6x20x12 мм. Поэтому достигается высокое пространственное разрешение. В этом случае удается численно оценить активность накопленного РФП в малых (~1 см3) объемах тканей. Высокая энергия фотонов, образующихся при аннигиляции позитронов, позволяет на практике не учитывать поглощение излучения в тканях.

В кристаллах сцинтиллятора возникают флюоресцентные световые вспышки. Фотоны в веществе сцинтиллятора теряют свою энергию в результате фотоэффекта, упругого или комптоновского рассеяния атомами. Эта энергия расходуется на ионизацию и возбуждение атомов среды. Возбуждение атомов снимается в основном путем испускания квантов света характерной для данного вещества частоты. Обычно возникающее излучение, поглощается в той же среде. Только в люминесцирующих средах часть высвеченной энергии выходит за пределы среды.

Люминесценция осуществляется двумя путями. Если переходы из возбужденных энергетических состояний в основное разрешены, испускание света происходит в соответствии со средним временем жизни возбужденного состояния по обычным статистическим законам и называется флуоресценцией. Если переход из возбужденного состояния в основное запрещен, возникает метастабильное состояние, среднее время жизни которого значительно больше времени жизни обычного возбужденного состояния. В этом случае для испускания кванта света система должна перейти в более высокое энергетическое состояние, переход из которого в основное разрешен. Такой процесс называют фосфоресценцией.

При размещении набора таких детекторов вокруг источника излучения (тела пациента), можно определить направление линии, вдоль которой происходит аннигиляция. В более современной версии ПЭТ в дополнение к этому производится также измерение интервала времени между сцинтилляциями на первом и втором парных детекторах, что позволяет определить место локализации этого источника. Время, в течение которого схема совпадений регистрирует фотоны, составляет 10 пс.

Пространственное разрешение ПЭТ-системы зависит от нескольких факторов. Одним из наиболее значимых является размер сцинтиллятора. Уменьшение кристаллов улучшает разрешение, однако оно же приводит к уменьшению вероятности регистрации 511-кэВ фотонов. Исследования в направлении поиска оптимальных для ПЭТ сцинтилляторов продолжаются. Точные размеры кристаллов зависят от производителя и типа сцинтиллятора. В большинстве систем, предназначенных для диагностики человека с высоким разрешением, используются детекторы с размерами 4x4x20 мм. Увеличение числа детекторов в кольце позволяет улучшить разрешение, однако такое решение встречает трудности, связанные с сочленением небольших кристаллов с индивидуальными ФЭУ или фотодиодами.

Чувствительность ПЭТ-сканера определяется как число отсчетов в единицу времени на единицу активности и выражается в числе отсчетов в секунду на микрокюри (или мегабеккерель).

Энергетическое разрешение определяет точность, с которой система может измерить энергию фотона. Для измерения энергетического разрешения в режиме совпадений обычно применяется пошаговое перемещение по энергии узкого энергетического окна для тандема детекторов. Однако такая ситуация редко встречается на практике. Более удобным является измерение, когда один канал совпадений устанавливается на широкий энергетический интервал (например, 100-850 кэВ), а другой канал — на узкое энергетическое окно, которое шагами перемещается по шкале энергии. Такой способ позволяет детектирование событий поглощения фотонов с энергиями 511 кэВ и 300 кэВ, как это бывает на практике.

ПЭТ-исследование включает в себя производство радионуклида, синтез радиофармпрепарата, контроль его качества, транспортировка к месту использования, получение ПЭТ-данных, их обработка, а затем интерпретация. В процессе ПЭТ-исследования позитрон-эмиттирующий радиофармпрепарат вводится пациенту внутривенно или путем ингаляции. После этого радиофармпрепарат циркулирует в кровяном русле и достигает, например, ткани головного мозга или сердечной мышцы. Как только происходит аннигиляция, томограф регистрирует ее локализацию, и при регистрации ряда актов аннигиляции компьютер и вычисляет концентрацию радиофармпрепарата.

Достаточно сложным является производство радиоизотопов для ПЭТ: получение целевых радионуклидов на циклотроне; синтез радиофармпрепаратов с использованием автоматических радиохимических модулей; контроль качества синтезированных радиофармпрепаратов.

В мире создана целая индустрия медицинских циклотронов средних энергий и высокоэффективных мишеней, позволяющих получать необходимые значимые активности (более 10 Ки) короткоживущих позитрон-излучающих радиоизотопов. На рис. 10 показан внешний вид циклотрона для производства позитрон-излучающих радионуклидов.

Рис. 10. Циклотрон для получения позитрон-излучающих радионуклидов.

Синтез РФП требует высокого уровня автоматизации. Это обусловлено требованиями радиационной безопасности. Эти нормы предусматривают поэтапный автоматический контроль процесса синтеза как основной фактор, гарантирующий качество полученного РФП. Поэтому диагностика с использованием ПЭТ-сканера — сложное и дорогостоящее исследование.

Для ПЭТ-исследований используются радиоизотопы легких элементов, входящих в естественный состав тела или близкие к ним по атомному номеру. В ПЭТ применяются позитронно-излучающие изотопы элементов, которые в результате р+-распада испускают позитроны. Характеристики наиболее применяемых радионуклидов 11C, 13N, 15О и 18F представлены в табл. 3.

Таблица 3. Ядерно-физические характеристики основных радионуклидов для ПЭТ
Радионуклид | Ядерная реакция получения | Период полураспада, мин | Макс, энергия позитронов, МэВ | Средний пробег позитронов в воде, мм
--- | --- | --- | --- | ---
11С | 14N(p,α)11C | 20,4 | 0,960 | 1,7
13N | 16О(р, α)13Ν | 9,96 | 1,198 | 2,0
15O | 14N(d, n)15O 15N(p, n)15O | 2,03 | 1,732 | 2,7
18F | 18O(p, n)18F 20Ne(d, α)18F | 109,8 | 0,633 | 1,4

Оптимальными характеристиками для использования в ПЭТ обладает радиоактивный изотоп 18F. У него наибольший период полураспада и наименьшая энергия испускаемых позитронов. Это позволяет получать ПЭТ-изображения высокой контрастности при низкой дозовой нагрузке на пациентов. С другой стороны, низкая энергия позитронов, испускаемых ядрами 18F, обеспечивает высокое пространственное разрешение ПЭТ изображений. Пространственное разрешение определяется пробегом позитронов в биологической ткани до момента их аннигиляции с электроном. Чем меньше энергия позитронов, тем меньше их пробег, и, следовательно, лучше пространственное разрешение. При этом наличие скорости у части позитронов в момент аннигиляции приводит к отклонению угла разлета фотонов от 180° и увеличивает неопределенность в расположении точки аннигиляции.

Кроме того, большой период полураспада 18F позволяет обеспечить возможность транспортировки радиофармпрепаратов (РФП)[12] [13], изготовленных на его основе, из централизованного места производства в клиники и институты, имеющие ПЭТ-сканеры, а также расширить временные границы ПЭТ исследований и синтеза радиофармпрепаратов.

Для производства 18F используют циклотроны с энергиями до 18 МэВ. Выбор энергии ускорителя обусловлен реакцией, необходимой для превращения стабильного изотопа кислорода 18О в изотоп 18F:

Изотоп 18О представляет собой примесь 0,2% в кислороде, выделенном из воздуха. Полученный в этой реакции 18F используется для создания радиофармпрепарата фтордезоксиглюкозы.

При получении 11С в реакции а изотоп углерода при облучении газовой смеси может оказаться в составе химических соединений СО2 или СН4. Из них может быть получен целый ряд других, более сложных соединений. Достоинством радиоизотопа 11С является то, что он входит в состав соединений, из которых состоит биологическая ткань.

В медицине ПЭТ широко используется для диагностики различных заболеваний, особенно неврологических, онкологических и сердечно-сосудистых. ПЭТ позволяет осуществлять раннюю диагностику различных, прежде всего, онкологических заболеваний до появления структурных изменений, что существенно улучшает прогноз и качество лечения.

Полученные в ПЭТ-исследованиях изображения анализируются специальными методами с целью выявления аномалий в биологических тканях, накапливающих радиофармпрепарат. Области повышенной (или пониженной) концентрации свидетельствуют о ненормальном функционировании органа и (или) наличии очага патологического процесса.

Математическую обработку результатов измерений обеспечивает программное обеспечение томографа. В томографе регистрируются угловые и линейные проекционные данные, суммирование которых дает двумерную картину распределения радиофармпрепарата в теле человека. Для восстановления изображения необходимо получить распределение изотопа g(х1, х2) внутри отображаемого объекта. Обозначим коэффициент ослабления аннигиляционного излучения в теле человека f(х1, х2). По смыслу—это коэффициент поглощения, измеряемый в компьютерной томографии.

Рис. 11. Виды совпадений в ПЭТ-сканере (ЛО — линия отклика).

Поскольку регистрация аннигиляционных фотонов происходит противоположно расположенными детекторами, излучающий источник и эти детекторы расположены на одной линии (рис. 11). Эта линия, соединяющая детекторы и объект, используется для восстановления распределения изотопов в тканях f(х1, х2). Таким образом, существует возможность определения совпадений на нескольких углах (расходящийся пучок). Интенсивность излучения I регистрируется детекторами вдоль прямой линии и описывается выражением

где τ — отрезок вдоль линии L, L(х) — участок линии L между точкой (х1, х2), описывающей положение точки акта аннигиляции, и детектором.

Поскольку в ПЭТ при аннигиляции позитрона испускается два фотона, направленных в противоположные стороны, и они регистрируются одновременно, то выражение (17) можно переписать в виде

В исследованиях измеряется интенсивность излучения I и функция f(х1, х2), описывающая коэффициент поглощения. Цель обратной задачи — восстановление по этим данным вид функции g(х1, х2). Эта математическая задача идентична задаче компьютерной томографии, рассмотренной выше. Отличительной особенностью получаемых и анализируемых в ПЭТ изображений, является их представление в цветном виде. Цвет или степень яркости каждого пиксела пропорциональны концентрации радиофармпрепарата в соответствующей точке объекта, что создает более наглядную и удобную для анализа картину.

Важным аспектом клинической ПЭТ является необходимость в быстром и эффективном программном и аппаратном обеспечении. После завершения сбора информации, программное обеспечение должно позволять формировать предварительные изображения еще до ухода пациента. Конечные изображения при стандартных исследованиях должны быть готовы в течение одного часа после окончания исследования, что требует максимальной автоматизации процесса.

Для проведения измерений могут использоваться: кольцо или набор колец из нескольких сцинтилляционных детекторов. Так, например, ПЭТ-сканер «Neuro ЕСАТ III» для исследования головного мозга состоит из 8 колец диаметром 62 см, содержащих 320 кристаллов. Считывание информации с каждого блока из 32 кристаллов осуществляется четырьмя позиционночувствительными ФЭУ по методу совпадений сигналов на детекторах соседних колец, что позволяет одновременно получать 15 томографических срезов с шагом 6,5 мм. Более современные ПЭТ-сканеры имеют до 16 плоскостей детекторных колец, что обеспечивает суммарно 31 поперечную плоскость (поперечных срезов). Разрешение составляет около 5 мм по всем направлениям.

С дискретизацией 3 мм можно проводить исследования без изменений положений детекторов. Современный ПЭТ сканер «ЕСАТ 47» имеет 24 кольца диаметром 82 см с 9216 кристаллами. Внешний вид ПЭТ- сканера показан на рис. 12.

Рис. 12. Современный ПЭТ-сканер.

Динамика развития метода ПЭТ и его внедрения в повседневную клиническую практику очень высока, несмотря на большую стоимость процедур. Так, в 2002 г. во всем мире насчитывалось около 150 ПЭТ-центров. В 2005 г. их коли-чество увеличилось на порядок, и к 2010 г. планировалось создание 4000 центров (табл. 4). В России на сегодняшний день имеется 56 ПЭТ сканеров в Москве, Санкт-Петербурге, Челябинске и других крупных городах России.

Таблица 4. Количество ПЭТ-центров в мире (включая ПЭТ сканеры) в 2010 г.
Страна | 1992 | 1996 | 2000 | 2003 | 2005 | 2010
--- | --- | --- | --- | --- | --- | ---
США | 60 | 82 | 176 | 800 | 2000 | 3000
Япония | 23 | 24 | 35 | 60 | 120 | 150
Германия | 15 | 16 | 22 | 66 | 80 | 100
Бельгия | 6 | 6 | 8 | И | 15 | 20
Великобритания | 8 | 8 | 6 | И | 15 | 25
Австралия | 2 | 2 | 5 | 7 | 10 | 15
Корея | 0 | 2 | 5 | 18 | 52 | 70
Китай |  |  |  | 14 | 60 | 100
Тайвань |  |  | 8 | 13 | 20 | 30
Россия |  | 2 | 2 | 4 | 5 | <10
Европа |  |  |  | 163 |  |
Другие |  | 35 | 37 | 150 |  | 500
Всего |  | 175 | 285 | 1150 |  | 3990

По принципу работы ПЭТ-диагностика очень близка к ОФЭКТ. Оба метода основаны на анализе изображений, получаемых с помощью детекторов. Регистрируются фотоны (один или два), возникающие при распаде радиоизотопов-маркеров. Ими метятся радиофармпрепараты, которые вводятся в кровь пациента и накапливаются в проблемном месте.

Период полураспада маркеров для ПЭТ короче, чем период полураспада маркеров для ОФЭКТ. Поэтому, когда в органах или тканях радиофармпрепарат накапливается медленно, ПЭТ-диагностика оказывается менее информативной, чем ОФЭКТ. ПЭТ и ОФЭКТ используются в широком круге медицинских исследований особенностей кровоснабжения; степени насыщения кислородом различных тканей; характера обменных процессов, выявления первичных, метастатических и рецидивных опухолей. Это позволяет установить на ранней стадии наличие раковых клеток, когда опухоль еще не сформировалась. Процедура ПЭТ с использованием 18F создает эффективную дозу облучения до 8-10 мЗв. Для сравнения доза при проведении рентгенограммы составляет 0,02 мЗв, при обследовании грудной клетки методом КТ — 6,5-8 мЗв. Заметим, что предел дозы профессионального облучения для работников атомной промышленности составляет 50 мЗв в год.

Совмещенные ОФЭКТ/КТ- и ПЭТ/КТ сканеры

ОФЭКТ/КТ-сканер. ОФЭКТ и КТ — это два различных типа диагностических исследований (визуализации): радионуклидная ОФЭКТ и рентгеновская КТ. Они проводятся последовательно и объединены вместе в одном приборе. Совмещенное (гибридное) исследование с использованием одновременно функциональной и анатомической томографии позволяет получить дополнительную диагностическую информацию. При ОФЭКТ оцениваются функции органа или системы человеческого организма, в то время как КТ позволяет получить точную анатомическую информацию. Одновременное использование двух видов томографии позволяет «привязать» функциональную информацию ОФЭКТ к определенным органам и их частям.

КТ-часть исследования необходима для более точной оценки радионуклидных данных и сопоставления с анатомическими ориентирами. Например, в некоторых случаях по данным сцинтиграфии (когда радионуклидное исследование проводится только в 2 проекциях) невозможно определить точное расположение патологического очага, что легко сделать при наличии КТ-данных.

Совместный анализ изображений КТ и ОФЭКТ позволяет, например, дифференцировать доброкачественные и злокачественные изменения костной структуры (опухоли костей, дегенеративные заболевания суставов, посттравматические изменения и др.), которые также приводят к повышению накопления РФП и могут вызвать ошибки в диагностике при проведении традиционной сцинтиграфии.

С помощью ОФЭКТ/КТ-исследования можно определить аномально протекающие биохимические процессы в опухолевых клетках, когда анатомические и морфологические изменения еще не видны и не могут быть выявлены с помощью методов классической лучевой диагностики, таких, как рентгенография или КТ. С помощью комбинирования методов радионуклидной диагностики и рентгенодиагностики могут быть выявлены опухоли размерами менее 1 см.

ПЭТ-КТ томограф

Для повышения информативности ПЭТ-исследований и решения проблемы пространственной ориентации при мелкоочаговых и метастатических поражениях в настоящее время разработаны комбинированные ПЭТ/КТ-сканеры, включающие ПЭТ-сканер и КТ-сканер. На рис. 13 представлен комбинированный ПЭТ/КТ сканер.

Рис. 13. Комбинированный ПЭТ/КТ сканер Gemini GXL (Philips Medical Systems)

Конструктивно ПЭТ/КТ сканер представляет собой позитрон-эмиссионный и компьютерный томографы, размещенные в одном гантри (обычно КТ расположен перед ПЭТ).

Современные ПЭТ/КТ-сканеры имеют апертуру гантри 70 см и ширину 100 см. Сканеры могут использоваться как вместе, так и независимо друг от друга.

КТ-сканер может быть многосрезовым с пошаговым или спиральным режимами сбора данных и различными скоростями вращения трубки; ПЭТ-сканер может работать в двух- или трехмерном режимах.

Первым этапом сбора данных является получения базового изображения, служащего для задания границ области ПЭТ/КТ-исследования, КТ-изображения получают при напряжении на рентгеновской трубке 100-140 кВ и различных силах тока в зависимости от цели исследования. Затем пациент перемещается в ПЭТ-сканер и без изменения анатомического положения. Сбор данных на этом этапе занимает 3-5 мин, затем ПЭТ-изображения восстанавливаются с учетом коррекции ослабления аннигиляционного излучения по КТ-изображениям. Полученные КТ-изображения обычно имеют матрицу 512x512, а ПЭТ - 128x128.

Одновременное получение функциональной и анатомической информации позволяет повысить качество исследования за счет улучшения качества изображения и повышения точности определения локализации образований до 98%.

ПЭТ/МРТ-сканер[14]

На сегодняшний день ПЭТ/МРТ является одной из лучших систем, созданной совместно физиками, математиками и инженерами для диагностики и планирования лечения. В этом уникальном приборе сочетаются возможности двух высокотехнологичных современных диагностических систем томографии — позитронно-эмиссионного и магнитно-резонансного томографа с магнитным полем 3 Тл, обладающих высоким разрешением.

Замена компьютерного томографа на MPT-сканер с высоким магнитным полем позволила увеличить точность исследования, снизить дозу облучения и сканировать всё тело пациента. Применение ПЭТ/МРТ оказывается более эффективным по сравнению с системой ПЭТ/КТ при регулярных обследованиях, при обследовании детей. Позволяет проводить исследования без введения рентгеноконтрастного вещества, которое у некоторых пациентов вызывает аллергические реакции. Сеанс длится примерно 30 минут.

Данные исследований методами ПЭТ и МРТ (рис. 14) сопоставляются, что позволяет получить более точную картину состояния тела пациента, чем при сканировании с применением ПЭТ/КТ. При данном исследовании пациент получает небольшую дозу от вводимого радиофармпрепарата.

Рис. 14. Комбинированный ПЭТ/МРТ-сканер GE SIGNA (Philips Medical Systems)

Во всем мире на сегодняшний день действует примерно 50 таких аппаратов, и размещены они в передовых медицинских учреждениях. В России и других странах СНГ такого оборудования для визуализации пока нет.

## Глава 3. Радионуклидная терапия

Радионуклидная терапия[15] (РНТ) — одно из направлений ядерной медицины. Она представляет собой набор технологий, когда радионуклидами метят химические соединения или растворы, которые с терапевтической целью вводятся внутрь через кровеносную систему и преимущественно поглощаются опухолевыми клетками.

В данном методе радиофармпрепарат накапливается избирательно в тканях, содержащих опухолевый очаг. При этом используются открытые источники, растворы которых непосредственно вводятся в организм внутривенно, через рот, в полость, опухоль или сосуд. Выборочное и целенаправленное воздействие на опухолевые клетки является основным преимуществом РНТ. Адресная доставка РФП позволяет формировать в очагах очень высокие поглощенные дозы (до нескольких сотен Гр) при минимальном повреждении нормальных тканей и незначительных побочных эффектах.

При РНТ лечение заключается в том, что в организм пациента вводится радиофармпрепарат, содержащий радионуклиды, испускающие а- и(или) β-частицы, или испытывающие Х-захват с испусканием Оже-электронов. Их энергия полностью тратится на ионизацию тканей. Клетки погибают под действием этих ионизирующих излучений, возникающих при распаде радионуклидов. Гибелью клеток, считается прекращение их деления при разрывах молекул ДНК. Это происходит в результате разрушения молекулярных связей при ионизации атомов, входящих в состав молекул ДНК. Второй причиной гибели клеток является радиолиз воды. Ионизирующее излучение взаимодействует с молекулами воды, создавая свободные радикалы, которые разрушают ДНК. Чем активнее делится клетка, тем более сильное повреждающее воздействие оказывает на нее ионизирующие частицы. Поскольку раковые клетки более активно делятся и быстро растут, чем здоровые, то и повреждающее действие излучения причинит им более серьезный вред.

Физические принципы РНТ практически не отличаются от принципов построения системы радионуклидной диагностики. Предварительное дозиметрическое планирование РНТ производится точно так же, как и в РИД. Сначала выбирается оптимальный РФП, его терапевтическая активность рассчитывается по данным диагностического исследования его распределении в биологических тканях — как в патологических образованиях, так и в окружающих тканях больного.

Основным критерием выбора РФП для радионуклидной терапии является отношение уровней его накопления в опухоли и здоровых тканях. Чем выше это отношение, тем выше доза внутреннего облучения патологического очага при заданном уровне облучения как окружающих, так и остальных нормальных тканей организма. В отличие от радионуклидной диагностики, где используются радиоизотопы, испускающие при распадах фотоны, в радионуклидной терапии используют излучения, оставляющие всю энергию в тканях. Это, в основном, β’-излучающие радионуклиды и, существенно реже, α-излучающие.

Энергия электронов и α-частиц в РНТ может быть практически любой, а период полураспада радионуклида не должен быть большим, чтобы не привести к нежелательному чрезмерному облучению нормальных органов и тканей, в которые он может попасть после его введения в организм. Но период полураспада радионуклида не должен быть и слишком коротким. В этом случае облучение оказывается неравномерным. Это снижает терапевтический эффект РНТ. Оптимальным считаются периоды полураспада от нескольких часов до нескольких суток.

При подборе радионуклидов для РНТ физики руководствуются и дополнительным условием. Это, наряду с потоками α- и(или) β-частиц, наличие малоинтенсивного γ-излучения. Это позволяет осуществлять дополнительный визуальный контроль распределения РФП в теле больного, используя приборы радионуклидной диагностики, а также контролировать дозы облучения в патологических очагах и корректировать их в динамике. Это важное требование для подбора нуклидов для РНТ несмотря на то, что весь организм будет получать небольшую дополнительную дозу облучения.

Поскольку радионуклиды в большинстве случаев вводятся открытым способом, предъявляются очень строгие требования к условиям проведения процедур. Они проявляются в подготовке растворов, состоянии процедурного помещения и палаты, где после процедуры находится пациент, а также в утилизации отходов.

Оценивая в целом функциональные возможности РНТ, следует выделить ее основные достоинства:

- большой потенциал для дальнейшего развития на основе разработки принципиально новых терапевтических РФП и технологий их клинического применения; этим РНТ существенно отличается от традиционной лучевой терапии закрытыми источниками ионизирующих излучений, которая в радиационно-физическом плане практически уже вышла на «потолок» своих функциональных возможностей;

- постоянное расширение круга заболеваний, при которых необходимо использовать РНТ, а также клинических показаний к РНТ при наличии того или иного заболевания;

- при некоторых заболеваниях РНТ является безальтернативным методом лечения; классический пример — РНТ костных метастазов опухолей различных

- локализация, позволяющая купировать болевой синдром у значительного большинства пациентов без использования наркотизирующих анальгетиков;

- РНТ используется как при локальных поражениях, так и при генерализации патологического процесса, когда обычную лучевую терапию использовать нельзя;

- известно, что запущенные заболевания лечить гораздо труднее, чем начальные и промежуточные стадии патологических процессов, а РНТ наиболее эффективна именно при поздних стадиях заболевания;

- РНТ воздействует не только на обнаруженные, но и на малоразмерные патологические очаги, не выявляемые клиническими и инструментальными методами диагностики; пример — не визуализируемые микрометастазы опухолей ряда локализаций;

- очаговые и органные дозы на 90—100% формируются за счет воздействия короткопробежного корпускулярного излучения (бета-частиц, электронов Оже, альфа-частиц), причем радионуклиды-излучатели этих частиц прицельно доставляются внутрь тканей облучаемой мишени; недаром иногда РНТ называют «мишенной» или прицельной радиотерапией (target radiotherapy);

- возможность получения некоторых РФП непосредственно в клинических условиях с помощью коммерчески доступных радионуклидных генераторов (90Sr — 90Y, 188W — 188Re, 225Ac — 213Bi и др.);

- простота технологий РНТ, которые практически не отличаются от технологий введения в организм диагностических РФП и нерадиоактивных лекарственных соединений;

- существенно меньшая стоимость РНТ по сравнению с традиционной лучевой терапией, особенно при проведении РНТ в амбулаторном режиме; это обусловлено меньшими затратами на обеспечение радиационной безопасности, а затраты на аппаратуру и вспомогательное оборудование практически отсутствуют;

- если сравнивать РНТ с химиотерапией, то необходимо отметить реальную возможность зарегистрировать не только динамику изменений пространственного распределения терапевтического РФП в организме, но и рассчитать по результатам этих измерений очаговые дозы, т. е. связать лечебный эффект с уровнем радиационного воздействия на опухолевые очаги и на нормальные ткани.

Однако для РНТ характерны не только достоинства, но и недостатки:

- клинические показания к РНТ пока ещё меньше, чем для обычной лучевой терапии;

- терапевтический диапазон доз у РНТ, как и у традиционной лучевой терапии, нежелательно узок; при передозировке РФП могут возникнуть явления миелотоксичности, а для некоторых РФП — кардио- и нефротоксичности;

- отсутствие возможности или ограниченная возможность фракционирования внутреннего облучения от введенного РФП;

- низкая точность или отсутствие возможности дозиметрического планирования РНТ, что подробнее будет рассмотрено ниже;

- при РНТ в той или иной степени облучаются все ткани организма, даже при локальном введении РФП в патологический очаг; известно, что радиобиологические последствия общего облучения всего организма более серьезные, чем при локальном облучении в той же дозе;

- эффективность РНТ сильно зависит от индивидуальной вариабельности радиочувствительности не только у разных больных, но и между различными патологическими очагами в организме одного и того же больного;

- высокая лучевая нагрузка на персонал стационарных подразделений РНТ с «активными» палатами, особенно при РНТ с 131I-йодидом.

### 3.1. Радиоизотопы для радионуклидной терапии

При производстве радиоизотопов для ядерной медицины основная задача физиков — получение необходимого для радионуклидной терапии набора изотопов с необходимыми для определенных процедур характеристиками: типом частиц, их энергией, временем полураспада и активностью ядер.

Среди радиоизотопов, используемых в радионуклидной терапии, в 1960-70 гг. наибольшее распространение получили методики лечения с использованием изотопов 32Р, 198Au, 1S11, 90Y, 89Sr. К настоящему времени перечень нуклидов, используемых с лечебными целями, значительно расширился.

В табл. 5 представлены характеристики радиоизотопов, уже применяемых или исследуемых с целью медицинского использования. Сегодня в клинической практике успешно применяются радиоизотопы 151I,153Sm, 89Sr, 32Р, 186Re, 188Re, 90Y, 117mSn, 177Lu, 169Er, 223Ra и др.

Изотопы, используемые в радионуклидной терапии, получают в реакторах или на ускорителях протонов и ионов.

Для производства радиоизотопов в мире в 1998 г. использовалось 200 циклотронов, в 2007 г. — 350, в 2016 г. — около 700, т. е. каждые 9 лет их число удваивается. Циклотроны в зависимости от их максимальной энергии могут производить разное число изотопов. Как ранее упоминалось, их условно делят на четыре уровня в зависимости от энергии: до 10 МэВ, до 20 МэВ, до 45 МэВ, до 70 Мэ В. В первом случае производится четыре изотопа для ПЭТ-диагностики, во втором случае — 11 изотопов, в третьем — 19, в четвертом — более 30. В мире в более чем 10 тыс. клиник ядерной медицины проводилось более 30 млн диагностических и терапевтических процедур в год.

К 2020 г. 232 исследовательских реактора в 56 странах членах МАГАТЭ использовались для производства радиоизотопов.

Среди них в простых химических соединениях используются только некоторые изотопы: 123I, 201Тl,82Rb, 128Cs. Интенсивные доклинические исследования продолжаются, они ведутся в области использовании препаратов на основе 67Cu, 124I, 149Tb, 166Но, 211At, 212Bi, 225Ac (213Bi) и др.

Как видно из табл. 5, энергия электронов изменяется в пределах до 2 МэВ, а их пробег составляет 1-10 мм, α-частицы обладают энергией 4-7 МэВ, их пробег — 30-80 мкм, у Оже-электронов энергия не превышает 20 кэВ, а пробег — 1 мкм.

Одним из перспективных направлений радионуклидной терапии является использование радиоизотопов, испускающих альфа-частицы. Они создают уровень облучения клетки, куда они попадают, в несколько тысяч раз выше, чем в среднем по телу, поскольку обладают относительно высокой энергией (5-8 МэВ) и малой длиной пробега, сравнимой с размером клетки. Альфа-частицы обладают высоким значением линейных потерь энергии, что существенно подавляет возможность опухолевых клеток к восстановлению. Около 100 изотопов испускают альфа-частицы. Среди них наибольшее внимание врачей и медицинских физиков привлекают 211At, 223Ra, 82Rb, 225Ас, 212Bi, 213Bi.

Таблица 5. Примеры изотопов для радионуклидной терапии
Радионуклид | T1/2 | Тип распада | Средняя энергия излучения и энергии наиболее интенсивных β- и γ-излучений, МэВ
--- | --- | --- | ---
32P | 14,3 сут | β- | 0,6952
67Сu | 61,8 ч | β- | 0,1475; γ 0.1846
77Вr | 56 ч | ЭЗ; β+ | γ 0,239; 0,521
90Y | 64,3 ч | β- | 0,928
89Sr | 50,6 сут | β- | 0,583
111In | 2,8 сут. | ЭЗ | γ 0,1713; 0,2454
117mSn | 13,6 сут | ИП | γ 0,1586
124I | 4,2 сут | ЭЗ; β+ | γ 0,6027; 1,691
125I | 60 сут | ЭЗ | γ 0,0355
131I | 8,1 сут | β- | 0,1914; γ 0,3645
149Tb | 4,2 ч | ЭЗ; β+; а | α 3,967; γ 0,165; 0,3623
153Sm | 46,7 ч | β- | 0,2232; γ 0,1032
166Ho | 26,8 ч | β- | 0,668; 1,850; γ 0,0806
169Er | 9,4 сут | β- | 0,0991
177Lu | 6,7 сут | β- | 0,1368; γ 0,2884
186Re | 90,6 сут | β-; ЭЗ | 0,342; γ 0,1372
188Re | 16,9 ч | β- | 0,7539; γ 0,155
212Bi | 60,6 мин | β-; α | 0,665; α 6,054; γ 0,7273
211At | 7,2 ч | α | α 5,870; γ 0,0687
225Ac | 10 сут | α | α 5,830

При радионуклидной терапии органы и ткани дозу получают не из внешних источников, как, например, рентгеновский аппарат, а от внутренних. При этом она выше, чем в случае диагностики с использованием радионуклидов, и существенно выше, чем в рентгеновской диагностике. Эффективная доза в результате курса радионуклидной терапии зависит от количества радиоактивного вещества, введенного в организм, а также от скорости его распределения и выведения из организма. На нее влияют физические свойства радиофармпрепарата, в состав которого входит радионуклид.

Еще одним важным требованием к РФП, используемым в терапии, является отсутствие химической токсичности, стерильность, надежность закрепления радиоактивной метки в молекулах препарата. Большую роль играет выбор радионуклидов с небольшим периодом полураспада, чтобы снизить лучевую нагрузку на здоровые ткани. Несмотря на то, что радионуклидов, подходящих по физическим характеристикам, для РНТ много, их использование сдерживается подбором биохимических носителей, а также учетом перечисленных выше факторов. Фактически РНТ осуществляется на клеточном уровне.

### 3.2. Дозиметрическое обеспечение радионуклидной терапии

В зависимости от способа и типа регистрации излучений все приборы в ядерной медицине делят на несколько групп. Для регистрации относительной радиоактивности в органе или в пробах биологических тканей (радиометрия щитовидной железы, радиометрия гормонов в крови и др.) используются медицинские радиометры. Регистрация динамики перемещения РФП в организме с представлением информации в виде кривых, например, кардиография, осуществляется радиографами. Активность радиофармпрепарата, который вводится пациенту, определяют с помощью дозовых калибраторов. Гамма-камера позволяет получать визуальное изображение органов и частей тела человека и используется для оценки эффективности радионуклидной терапии.

Технологии ядерной медицины последние десятилетия все шире применяются не только в онкологии, но и в других областях современной медицины. В табл. 6 представлены некоторые области применения технологий ядерной медицины. Помимо онкологии, радионуклидная терапия применяется при лечении ревматических заболеваний суставов. А радионуклидная диагностика, также помимо онкологии, широко применяется, например, в кардиологии: при анализе сердечного кровотока и работы сердца, исследовании болезней коронарной артерии, оценке ущерба сердцу в результате инфаркта, исследовании результатов восстановления сосудов, отторжения трансплантатов, сердечной функции и многое другое.

Проблема дозиметрического обеспечения распадается на две взаимосвязанные задачи — собственно дозиметрическое планирование РНТ и контроль очаговых и органных доз после введения терапевтической активности РФП.

В основе дозиметрического планирования лежит так называемый MIRD-формализм, т. е. математический аппарат дозиметрии внутреннего облучения от РФП, который был предложен еще в 1965-1969 гг. Кратко напомним существо метода.

Таблица 6. Области применения технологий ядерной медицины
Назначение | Нуклид | Область применения
--- | --- | ---
Диагностика | 11C, 13N, 15O, 18F | Онкология, кардиология, неврология, гематология
52Fe | Онкология
67,68Ga, 73,75Se | Метаболизм, онкология, кардиология
82Rb,128Cs,201Tl | кардиология
97Ru | онкология
111In | Онкология, воспаления
123I | Кардиология, онкология, эндокринология и др.
81mKr,127Xe | Пульмонология
178Ta | Кардиология, нейрология
195mAu | Метаболизм
Терапия | 67Cu^, 97Ru, 85Sr, 90Y, 167Tm, 211At и др. | Онкология, ревматология
131I | Онкология, эндокринология
Меченые моноклональные антитела | 67Cu | Терапия, диагностика
97Ru | Радиоиммунотерапия
103Pd, 101mRh, 211At | Терапия
111In, 123I | Диагностика

Усредненная по объему органа-мишени «Μ» поглощённая доза DM есть сумма вкладов D(MИ), обусловленных облучением от всех органов-источников «И»:

Каждое из слагаемых D(M ← И) можно представить в виде произведения:

где АИ - накопленная в органе-источнике активность РФП, равная полному числу радиоактивных распадов в этом органе за все время пребывания РФП в нем; S(M ← И) — так называемый S-фактор, т. е. поглощённая доза в органе-мишени «Μ» на единицу активности, накопленной в органе-источнике «И».

Накопленная активность АИ объединяет всю физиологическую информацию об используемом РФП и является обобщенной характеристикой кинетики транспорта РФП в организме. Она зависит от начальной активности в органе-источнике, периода физического полураспада и количественных параметров накопления, удержания и выведения РФП в этом органе-источнике. В общем случае для накопленной активности можно записать:

где aИ(t) — текущее значение активности РФП в органе-источнике «И» в момент времени t; его часто называют функцией удержания РФП.

Величины S-факторов объединяют чисто физическую информацию о радионуклиде-метке данного РФП. Они зависят от типа излучения, энергии испущенного излучения на один акт распада, массы органа-мишени и конкретной геометрии облучения, т. е. от размеров, расположения и формы этих органов. В общем случае для S-фактора имеет место следующая зависимость:

где k - коэффициент пропорциональности; mM - масса рассматриваемого органа-мишени «Μ»; ni — выход излучения i—ой линии на один акт распада; Еi — энергия излучения i-ой линии; Фi — так называемая поглощённая фракция, т. е. доля испущенной в органе-источнике «И» энергии i-ой линии излучения, которая полностью поглотилась в органе-мишени «Μ». Для непроникающего излучения (альфа- и бета-частицы, электроны Оже и внутренней конверсии) орган-мишень одновременно является и органом-источником, если только, конечно, в нем накапливается РФП; другие органы от этого органа-источника не облучаются. Для бета-частиц при расчетах в качестве Ei используют среднюю энергию спектра бета-излучения. Константа пропорциональности k=1, если только масса mМ выражена в кг, энергия Ei — в Дж; тогда S-фактор вычисляется в единицах Гр.

Использование описанного MIRD-формализма обусловливает следующую технологическую схему дозиметрического планирования РНТ с введением в организм терапевтических РФП, меченных «смешанными» бета-гамма-излучателями типа 131I, 153Sm, 186Re и т. п.):

1. Больному сначала вводится диагностическая активность используемого терапевтического РФП, которая в 100-200 раз ниже терапевтической активности.

2. В течение нескольких дней неоднократно в динамике проводится in vivo радиометрия всего тела и (или) отдельных органов, например щитовидной железы при 131I-РНТ гипертиреоза. Вместо радиометрии чаще используют планарную сцинтиграфию или ОФЭКТ, причем гамма-камера или радиометр должны быть предварительно откалиброваны в фантомных экспериментах. Желательно, чтобы фантом обладал наиболее возможной степенью антропоморфности с имитацией указанных органов. In vivo измерения иногда дополняются in vitro радиометрией серии биопроб, отбираемых у больного за тот же интервал времени (кровь, моча).

3. По результатам радиометрии формируются функции удержания РФП в патологических очагах и в других органах-источниках, накапливающих РФП, а также, при необходимости, во всем теле.

4. Больному проводят рентгенографию, КТ, УЗИ или какое-либо другое исследование для определения значений массы органов-мишеней и облучаемых патологических очагов. При упрощённом дозиметрическом планировании эти значения могут быть выбраны из литературных данных или анатомических атласов.

5. Для патологических очагов и остальных органов- источников (они одновременно являются и органами-мишенями) поглощённые фракции принимаются равными 1. Для органов-мишеней, не накапливающих РФП, поглощённые фракции определяются по табулированным данным, которые были рассчитаны в рамках MIRD-формализма методом Монте-Карло для математических антропоморфных фантомов различной степени сложности и которые приведены в официальных публикациях МКРЗ.

6. По результатам определения функций удержания, массы облучаемого органа (патологического очага) и поглощённых фракций по приведенным выше формулам рассчитывают значение удельной дозы внутреннего облучения органа-мишени в единицах Гр/МБк, т. е. дозы на единицу введенной диагностической активности РФП.

7. При упрощённом дозиметрическом планировании по полученному значению удельной дозы и заданному врачом-радиологом значению суммарной очаговой дозы рассчитывается величина терапевтической активности РФП, которая и должна быть введена больному. При более точном дозиметрическом планировании учитывают лучевую нагрузку на критические по радиочувствительности органы-мишени, не накапливающие или частично накапливающие РФП: вводимая терапевтическая активность должна обеспечивать клинически приемлемый компромисс между терапевтически эффективной очаговой дозой и толерантной дозой наиболее радиочувствительного органа-мишени.

Такая достаточно сложная схема, тем не менее, не всегда обеспечивает необходимую для клиники точность дозиметрического планирования. Причины этого весьма разнообразны: отсутствие или недостаточность соответствующего аппаратурно-технологического оснащения; невозможность или организационные трудности при проведении систематических измерений для определения функций удержания, особенно при амбулаторном режиме РНТ; отклонения от прямолинейности графика «активность — доза» при пересчете от диагностической к терапевтической активности.

Последнее обстоятельство наиболее заметно проявляется при 131I-РНТ гипертиреоза: имеется большое число сообщений об эффекте так называемого «ошеломления» щитовидной железы. Было показано, что после проведения её сцинтиграфии с введением диагностической активности 131I и последующего введения рассчитанной терапевтической активности реальная органная доза облучения щитовидной железы получается существенно меньшей, чем планируемая доза от этой же терапевтической активности.

Если же в качестве радионуклида-метки для РФП используется «чистый» бета-излучатель типа 32Р, 89Sr, 90Y, 169Er, то описанная схема планирования оказывается непригодной. Причина этого состоит в невозможности проведения in vivo измерения функций удержания РФП, т. к. бета-частицы от РФП в органах-источниках практически не входят из тела больного. Чтобы обойти такую принципиальную трудность, больному вводят диагностическую активность того же РФП, но меченную не «чистым» бета-излучателем, а «смешанным» бета-гамма-излучающим изотопом того же основного бета-излучающего радионуклида. Например, при РНТ с 89Sr-хлоридом в качестве диагностического используют 85Sr-хлорид, при РНТ с 90Y-октреотидом вводят 86Y-октреотид (86Y испускает позитроны, при столкновении которых с электронами возникает аннигиляционное излучение) и т. д. Тогда описанная выше технологическая схема дозиметрического планирования остается в силе, только в последней процедуре вычисления терапевтической активности необходимо ввести поправку на различие схем радиоактивного распада основного радионуклида и его изотопа-имитатора.

Аналогичным образом, контроль реальных очаговых и органных доз после введения терапевтической активности РФП также требует проведения сложных измерений и расчетов. Дело в том, что непосредственные измерения доз облучения с внедрением миниатюрных дозиметров бета-излучения в тело пациента принципиально невозможны или крайне затруднены. Поэтому необходимо использовать метод косвенного контроля доз внутреннего облучения. Для «смешанных» бета-гамма- и альфа-гамма-излучающих РФП конкретная технология контроля зависит от того, проводилось или нет дозиметрическое планирование РНТ еще до введения терапевтической активности.

Если оно проводилось, то выполняется только серия радиометрических измерений реальных функций удержания терапевтической активности в патологических очагах и, при необходимости, в критических органах-мишенях. При этом используют те же самые данные по массам органов- мишеней и поглощённым фракциям, что и при дозиметрическом планировании, после чего по приведенным выше формулам рассчитывают реальные терапевтические дозы в патологических очагах и органах-мишенях. Если предварительное дозиметрическое планирование не проводилось, то дополнительно проводят измерения по определению масс органов-мишеней, а значения поглощённых фракций для не накапливающих РФП органов-мишеней берут из таблиц в публикациях МКРЗ.

Прямой контроль очаговых и органных доз от «чистых» бета-излучающих РФП невозможен из-за низкой проникающей способности бета-частиц в биологических тканях. Тем не менее, косвенный контроль вполне реален, если больному введена достаточно высокая терапевтическая активность подобного РФП. Тогда радиометрию патологических очагов можно проводить по тормозному излучению, которое генерируется бета-частицами при их замедлении в тканях тела больного. Радиационный выход тормозного излучения прямо пропорционален эффективному атомному номеру материала источника, и поэтому такая технология контроля наиболее приемлема для РНТ костных метастазов со 89Sr и 90Υ. Проведенные нами предварительные измерения уровней накопления 89Sr в костных метастазах показывают, что регистрация тормозного излучения от них с помощью обычной аппаратуры радиационного контроля обеспечивает волне реальную возможность контроля очаговых доз облучения бета-частицами 89Sr. При этом точность дозовых оценок будет тем выше, чем более чувствительная аппаратура будет использована для радиометрии по тормозному излучению, и чем более точно геометрия и материал калибровочного фантома будут имитировать реальные характеристики тела конкретного пациента при радиометрии патологических очагов.

## Литература

1. Бекман И. Н. Курс лекций. Ядерная медицина. Изд. хим. ф-та МГУ / каф. радиохимии, 2006.

2. В.Н. Беляев, В. А. Климанов. Физика ядерной медицины. Часть 2. Позитронно-эмиссионные сканеры, реконструкция изображений в позитронно-эмиссионной томографии, комбинированные системы ПЭТ/КТ и ОФЭКТ/ ПЭТ, кинетика радиофармпрепаратов, радионуклидная терапия, внутренняя дозиметрия, радиационная безопасность. ООО «Полиграфический комплекс «Курчатовский». Москва, 2012.

3. Джонс X. Физика радиологии / X. Джонс. Μ.: Атомиздат, 1965.

4. В. А. Климанов. Физика ядерной медицины. Часть 1. Физический фундамент ядерной медицины, устройство и основные характеристики гамма-камер и коллиматоров γ-излучения, однофотонная эмиссионная томография, реконструкция распределений активности радионуклидов в организме человека, получение радионуклидов. ООО «Полиграфический комплекс «Курчатовский». Москва, 2012.

5. Костылев В.А., Наркевич Б. Я. Медицинская физика. Μ.: Медицина, 2008.

6. Кудряшов Ю. Б. Радиационная биофизика (ионизирующие излучения). Μ.: Физматлит, 2004.

7. Наркевич Б. Я. Костылев В. А., Физические основы ядерной медицины. АМФ-Пресс. Москва, 2001.

8. Несмеянов А. Н. Прошлое и настоящее радиохимии. Л.: Химия, 1985.

9. Физика визуализации изображений в медицине / Под ред. С. Уэбба. Μ.: Мир, 1991. Т. 1.

10. Черняев А. П. Ускорители в современном мире. Изд- во Моск, ун-та, 2012.

11. Черняев А. П. Ядерно-физические технологии в медицине// ЭЧАЯ. 2012. Т. 43, вып. 2. С. 500-518.

12. Черняев А. П. Ядерно-физические технологии в медицине. Изд-во КДУ, Москва, 2016.

13. Яковлев К.П. К истории первых работ по радиоактивности в Физическом ин-те МГУ (1900-1930)//История и методология естественных наук. Изд-во Моск, ун-та, 1963. Вып. 2. С. 298-307.

14. Battista R. A. Gamma Knife Radiosurgery for Vestibular Schwannoma // Otolaryngologic Clinics of North America. August 2009. V.42. Is. 4. P. 6.

15. Hertz S et al. Radioactive iodine as an indicator in thyroid physiology//American journal of physiology. 1940. P. 565-576.21.

16. Firestone R.B., Shirlev V.S., Baglin C.M. et al.//The 8th edition of the Table of Isotopes. CD-ROM.1996. Ver.l.

17. Konik, Arda Bekir. «Evaluation of attenuation and scatter correction requirements in small animal PET and SPECT imaging.» PhD thesis, University of Iowa, 2010.

18. Черняев А.П., Лыкова E.H., Борщеговская П.Ю. Радиационная медицинская физика. — Издательство Московского университета Москва, 2023. — 559 с.

1. Затем он был обнаружен 13 июня 1937 г. в Палермо итальянскими учеными
2. К. Перрье и Э. Сегре.
3. За создание метода меченых атомов Дьёрдь (Георг) Хэвеши был в 1943 г. удостоен Нобелевской премии по медицине.
4. Метод регистрации заряженных частиц с помощью счета вспышек света, возникающих при попадании этих частиц на экран из сернистого цинка (ZnS), является одним из первых методов регистрации ядерных излучений. В 1903 г. Уильям Крукс заметил, рассматривая в темном помещении через увеличительное стекло экран из сернистого цинка, на который попадали частицы, появление отдельных кратковременных вспышек света — сцинтилляций. Было установлено, что каждая из этих сцинтилляций создается отдельной частицей, попадающей на экран. Круксом был построен простой прибор, названный спинтарископом Крукса, предназначенный для счета частиц.
5. Гамма-камера — прибор, регистрирующий распределение радиофармпрепарата, введенного в тело человека.
6. Сцинтилляционная камера (или гамма-камера) была создана Ангером в 1958 году как позиционно-чувствительный детектор. В середине 60-х годов прошлого века она стала одним из основных клинических инструментов для радионуклидной диагностики. До появления гамма-камеры серийным прибором для визуализации распределения гамма-излучающего РФП в теле пациента являлся линейный сканер. Первая камера Ангера имела 19 ФЭУ и собственное пространственное разрешение для 140-кэВ фотонов равнялось ~ 10 мм.
7. Развитие ОФЭКТ началась в 1963-1964 гг.
8. ОФЭКТ — разновидность эмиссионной томографии, диагностический метод создания томографических изображений распределения радионуклидов.
9. Гантри — это устройство для вращения источника излучения или детектора вокруг тела человека.
10. Первый прототип ПЭТ-сканера появился в 1952 г. в Массачусетском госпитале. Он имел два детектора на основе йодистого натрия, расположенных друг против друга, и позволял получать изображения, основанные как на обнаружении совпадения событий, так и на их дисбалансе. Первые ПЭТ-сканеры с множеством детекторов были созданы в начале 1960-х гг. в нескольких научных центрах и представляли собой системы с кольцом из 32 датчиков и разрешением более 2 см. В 1970-х гг. для обработки данных стали использовать алгоритм обратного проецирования. На рубеже 1970-1980-х гг. эксперименты по потреблению опухолями глюкозы, меченой β+-радиоактивными изотопами углерода и фтора, привели к идее диагностики патологий в теле человека по регистрации на совпадение двух фотонов, возникающих при аннигиляции позитронов. Эти работы и заложили основы метода позитрон-эмиссионной томографии. Американские исследователи. Μ. Тер-Погосян, Μ. Фелпс, Е. Хоффман разработали первый ПЭТ-сканер.
11. В 1931 году Ворбург обнаружил, что злокачественные опухоли отличаются повышенным уровнем потребления глюкозы. В 1977 году Соколов предложил измерять локальный уровень метаболического потребления глюкозы в мозгу крыс с помощью дезоксиглюкозы, меченной радиоактивным изотопом углерода. Фелпс в 1979 году предложил измерять тот же параметр у людей с помощью дезоксиглюкозы, меченной радиоактивным изотопом фтopa l8F (фтородезоксиглюкозы). Фтородезоксиглюкоза (ФДГ) является аналогом глюкозы на нескольких этапах ее метаболизма, но, в отличие от глюкозы, метаболизм ФДГ прекращается преждевременно и ее продукт накапливается в тканях.
12. Эти вещества называются радиофармпрепаратами (РФП). Они предна
13. значены для наблюдения и оценки физиологических функций отдельных внутренних органов. Характер распределения РФП в организме определяется способами его введения, а также такими факторами, как величина кровотока объема циркулирующей крови и наличием того или иного метаболического процесса.
14. В 1983 году General Electric впервые представила магнитно-резонансный томограф тоннельного типа для исследования всего тела пациента. Он представлял собой трубу, в стенки которой были вмонтированы магниты, создававшие сильное поле с магнитной индукцией 1,5 Тл. Тоннель имел диаметр 60 см, что по тем временам считалось достаточным для помещения внутрь аппарата людей с любой комплекцией. Однако шло время, и медицинская практика показала, что некоторым пациентам проходить обследование в таком тоннеле все же не совсем комфортно. Поэтому конструкторами был предложен новый вариант — аппарат МРТ с диаметром трубы 70 см. С одной стороны, это повысило уровень комфорта пациента, с другой — обеспечило техническую возможность встраивания дополнительно в тоннель кольца с ПЭТ-детекторами. Тоннель гибридного аппарата снова уменьшался до 60 см.
15. В 1900 г. Π. Дэнлос впервые применил 226Ra для лечения кожных заболеваний. В течение последующих почти 40 лет для лечения онкологических больных применялись только радий и радон.