1/10  

Nukleáris  medicinai  technikák  alapjai:    Gamma-­‐kamera,  SPECT,  PET  

 

Dr.  Kengyel  András  Miklós  

 

ALAPELVEK  

A   nukleáris   medicina   az   orvostudomány   radioaktív   izotópokkal   foglalkozó   ága.   Radioaktív  izotópokat   a   diagnosztikában,   mint   speciális   nyomjelzőket   alkalmaznak,   amelyek   a   páciensbe  juttatva  felhalmozódnak  a  szervezet  meghatározott  pontján,  az  általuk  kibocsátott  sugárzás  pedig  egy   testen   kívüli   detektorral   észlelhető.   Terápiás   céllal   is   juttatnak   radioaktív   izotópokat   a  szervezetbe,   hogy   lokálisan  sugározva  például   rosszindulatú   sejteket  pusztítsanak,   ilyenkor  az  alkalmazott  izotóp  aktivitása  több  nagyságrenddel  nagyobb,  mint  a  diagnosztika  esetén.  (Például  pajzsmirigy   szcintigráfia   esetén   az   alkalmazott   131I   izotóp   aktivitása   0,15–0,37   MBq,   míg  hipertireózis   kezelése   során   200–550   MBq,   pajzsmirigyrák   kezelése   során   1000–3700   MBq  aktivitást  alkalmaznak1.)    

GAMMA-­‐KAMERA  

Gamma-­‐sugárzás  A   gamma-­‐‑sugárzás   nagy   energiájú,   nagy   áthatolóképességű   elektromágneses   sugárzás,   ami  radioaktív  bomlás   során  keletkezik.  Mivel  a   gamma-­‐‑foton   töltéssel   nem   rendelkezik,   nyugalmi  tömege  pedig  nulla,  a  közeg  atomjaival  nehezen  lép  kölcsönhatásba,  lineáris  ionizációs  képessége  alacsony,  ezért  nagy  az  áthatolóképessége.  A  gamma-­‐‑sugárzás  a  közeg  atomjaival  kölcsönhatásba  lépve   fotoeffektus,   Compton-­‐‑szórás   vagy   párkeltés   révén   képes   átadni   energiáját.  (Részletesebben   e   jelenségek   leírását   lásd   „Sugárzások   kölcsönhatása   az   anyaggal   handout”-­‐‑I.  Félév  és  „Röntgen-­‐‑CT  handout”-­‐‑II.  félév).  Gamma-­‐‑sugárzás  gyakorlatilag  gyengítetlenül  halad  át  a  szöveteken  és  csak  a  magas  rendszámú  elemek  képesek  hatékonyan  abszorbeálni,  mint  például  az  ólom  vagy  a  szcintillációs  kristályt  alkotó  tallium.  

Alkalmazott  izotópok    Gamma-­‐‑sugárzás   általában   α-­‐‑   vagy   β-­‐‑bomlást   követően   keletkezik.   Mivel   az   α-­‐‑   és   β-­‐‑sugárzás  elnyelődik   a   beteg   szöveteiben   (ionizáció   révén   károsítva   azt),   célszerű   olyan   izotópokat  alkalmazni,  amelyek  a  betegben  már  tisztán  csak  gamma-­‐‑sugárzást  bocsájtanak  ki.  Ilyen  például  a  metastabil   izotóp,  ahol  a  β-­‐‑bomlás  már  megtörtént  a  testbe  való  bejuttatás  előtt  és  a  gamma  foton  a  magas  energiájú  atommag  izomer  magátalakulása  során  bocsájtódik  ki.    

                                                                                                                         1  Adatok  forrása:  Zámbó  Katalin,  PTE  Nukleáris  Medicina  Intézet,  „Multimodalitású  képalkotás  jelentősége  az  endokrin  diagnosztikában”  c.  előadás  

2/10  

 Másik  lehetőség  az  olyan  típusú  izotóp,  ahol  K-­‐‑befogás  történik,  itt  az  elektron  csak  az  elsődleges  és  másodlagos  elektronhéjak  között  vándorol,  de  nem  hagyja  el  az  atomot.  

 Az   alkalmazott   izotópok   felezési   ideje   ideális   esetben   néhány   órától   néhány   napig   tart,   így  kényelmesen  bejuttatható  a  szervezetbe,  de  hamar  le  is  bomlik.  Sugárzási  energiája  a  80  –  200  keV  energiatartományba  esik  (ha  alacsonyabb  energiájú,  elnyelődik  a  szövetekben;  ha  magasabb,  áthatol  a  detektoron  is).  

Izotóp   Bomlás  típus   Felezési  idő  

99mTc  (metastabil  Technécium)   Izomer  magátalakulás   6  óra  

123I    (Jód)   K-­‐‑befogás   13  óra  

201Tl  (Tallium)   K-­‐‑befogás   72  óra  

131I    (Jód)   Izomer  magátalakulás   8  nap  1.  Táblázat  Gamma  kamerás  vizsgálat  során  alkalmazott  leggyakoribb  izotópok  

Gamma-­‐sugárzás  detektálása  Gamma-­‐‑sugárzást   szcintillációs   detektorral   lehet   észlelni.   A   szcintillációs   számláló   egy  nagy  rendszámú,  nagy  sűrűségű  pl.  talliummal  aktivált  nátrium-­‐‑jodidot  (NaI(Tl))  tartalmazó  anyag,  egy  ún.  szcintillácios  kristály   segítségével   fogja  meg  a   gamma   fotonokat.  A  kristályba  becsapódó  nagy  energiájú  gamma  fotonok  az  anyaggal  kölcsönhatásba  jutva  fényfelvillanást  („szcintillációt”)  okoznak.   A   fényfelvillanás   intenzitása   (vagyis   a   keletkezett   fény-­‐‑fotonok   száma)   arányos   a  becsapódó   gamma-­‐‑foton   energiájával.   A   fény-­‐‑foton   energiája   már   lényegesen   kisebb   és   egy  fotokatódba  csapódva  foteffektus  révén  energiáját  teljesen  elveszítve  egy  elektront  szabadít  ki  a  katód  anyagából.  Ez  az  elektron  sorba  kapcsolt  dinódák  között  felsokszorozódik  és  a  végén  egy  mérhető  elektromos  jelet  ad.  (A  szcintillációs  detektor  felépítését  és  működését  részletesebben  lásd  a  Biofizika  gyakorlatok  jegyzetben.)  

!

Gerjesztett(állapotú

Alap0állapotú

"

! foton

e

3/10  

 1.  Ábra  A  szcintillációs  detektor  felépítése  

A  Gamma-­‐kamera  felépítése  és  működése  Szervezetbe   juttatott   gamma-­‐‑sugárzó   izotóp   detektálására   szolgáló   diagnosztikai   műszer   a  gamma-­‐‑kamera  

A  beteg  előkészítése  A  vizsgálat  kezdetén  a  betegbe  gamma-­‐‑sugárzó  izotópot  juttatnak,  ami  az  anyag  farmakodinámiás  tulajdonságai   alapján   eloszlik   a   megfelelő   szövetekben.   Mivel   a   sugárzás   detektálása   nagy  érzékenységű   vizsgálat,   az   alkalmazott   izotóp   kis   mennyisége   nem   befolyásolja   az   élettani  folyamatokat.  

Kollimátor  Gamma-­‐‑kamerás  vizsgálat  során  feltérképezhető  az  adott  radioaktív  izotóp  lokalizációja  illetve  a  dúsulás  mértéke.  Mivel  a  bejuttatott  izotóp  pontszerű  sugárforrásként  a  tér  minden  irányába  bocsájt  ki  fotonokat,  fontos  a  sugárforrás  pontos  helyének  lokalizálása.  Ez  a  szcintillációs  detektor  elé  helyezett  kollimátorral  oldható  meg.  A  kollimátor  egy  ólom  rács,  ami  csak  a  furatok  tengelyén  keresztül  haladó  sugárzást  engedi  át,  a  szög  alatt  érkezők  elnyelődnek  a  furatok  falában.  

A  furatok  mérete  alapvetően  meghatározza  a  gamma-­‐‑kamera  geometriai  hatékonyságát,  vagyis  a   detektálás   hasznos   térszögét,   ami   minden   esetben   felbontás   és   a   jel-­‐‑intenzitás  kompromisszuma.  Minél  pontosabb  a  lokalizáció,  azaz  jobb  a  térbeli  felbontás,  annál  kevesebb  foton  jut  át  a  kollimátoron,  annál  kisebb  lesz  a  kapott  jel  intenzitása.  A  nagyon  pontos  lokalizáció  hátránya,  hogy  az  optimális  jelintenzitás  eléréséhez  nagyobb  aktivitású  izotópot  kell  használni.  

 2.  Ábra  A)  Kollimátor  B)  Fotoelektron-­‐‑sokszorozók  aktiválódása  

gamma  foton

kristály fotodioda

elektron

fény dinoda

Kollimátor  

Kristály

Fotoelektron-­‐‑sokszorozó  

A B

4/10  

Detektor  A  kollimátoron  átjutó  gamma  fotonok  becsapódnak  a  nagyméretű  szcintillációs  kristályba  és  ott  fényfelvillanást   okoznak.   Az   egykristályra   számos   (kb.   100   db)   fotoelektron-­‐‑sokszorozó  illeszkedik,   amelyek   közül   egy   időben   több   is   képes   érzékelni   a   fényfelvillanást   (egykristály=  folytonos   rácsszerkezetű   kristály,   amelyben   az   atomok   meghatározott   geometriai   rendben  helyezkednek  el).  A  fotoelektron-­‐‑sokszorozókba  érkező  jel  intenzitása  attól  függ,  milyen  messze  helyezkednek   el   a   fényfelvillanás   helyétől.   A   kimeneti   elektromos   jelek   a   mátrix-­‐‑áramkörbe  jutnak,   ahol   a   feldolgozás  után  meghatározható   a   foton   energiájával  arányos   intenzitás,   illetve  annak  térbeli  XY  koordinátája.  

Képalkotás  Az   analóg   elektromos   jeleket   a   számítógép   digitális   jelekké   alakítja   és   az   intenzitásnak  megfelelően  színskálát  rendel  mellé.  A  koordináta  információkból  meghatározható  a  sugárforrás  két  dimenziós  vetülete,  az  intenzitás  értékekből  pedig  a  minta  aktivitása  

Gyakorlati  alkalmazások    A  gamma-­‐‑kamerás  vizsgálat  lehet  statikus  vagy  dinamikus.  Az  első  esetben  meg  kell  várni,  amíg  az   izotóp   eloszlik   és   beáll   az   egyensúly,  míg   a  második   esetben   az   egymást   követő   felvételek  segítségével  a  radiofarmakon  vándorlása  időben  is  követhető.  

A   vizsgálat   korlátozódhat   egy   szervre   vagy   régióra   (pl.   a   131I   izotóppal   végzett   pajzsmirigy  szcintigráfia),   de   akár   az   egész   testet   is   lehet   egyszerre   vizsgálni   (pl.   a   99mTc-­‐‑DMSA   foszfát-­‐‑analóggal  végzett  csont-­‐‑szcintigráfia  során).  

Immunszcintigráfia   során   radioaktívan   jelölt   antitestet   alkalmaznak,   amelyek   nagyon  specifikusan   és   nagy   érzékenységgel   jelölik   ki   a   keresett   objektumot   (pl.   rejtett   helyzetű,  kisméretű  primer  tumort).  

Az  izotópot  általában  intravénásan  juttatják  be  a  szervezetbe  (perfúziós  szcintigráfia),  de  be  is  lehet   lélegeztetni   radioaktív   gázt   (pl.   133Xe,   ventillációs   szcintigráfia).   A   két   módszer   jól  kombinálható  például  a  tüdő  vizsgálatánál,  ahol  a  módszerrel  elkülöníthető  egy  kórkép  keringési  vagy  légúti  eredete.  

5/10  

 3.  Ábra  Példák  a  szcintigráfia  gyakorlati  alkalmazására.  A)  99mTC-­‐‑DMSA  csont-­‐‑szcintigráfia  B)  Immunszcintigráfia  C)  131I  Pajzsmirigy-­‐‑szcintigráfia  D)   201Tl   szívizom   perfúziós   szcintigráfia   E)   Kombinált   133Xe-­‐‑ventillációs   /   201Tl-­‐‑perfúziós  szcintigráfia  tüdő  vizsgálata  során.  

SPECT  

„Single-­‐‑photon   emission   computed   tomography”,   vagyis  „egyfoton   kibocsájtásos   számítógépes   rétegfelvétel”   a  gamma-­‐‑kamera   működési   elvén   alapuló   funkcionális  izotóp  diagnosztikai  módszer.  A  két-­‐‑dimenziós  képet  adó  gamma-­‐‑kamerához  képest  az  előrelépést  az  jelenti,  hogy  a  sugárzás   detektálása   több   irányból   történik,   így  három-­‐‑dimenziós   kép   rekonstruálható.   A   szcintillációs  detektorok  egy  forgó  állványon  helyezkednek  el  a  páciens  körül  és  jellemzően  60–120  irányból  mérik  a  sugárzást.  A  számítógépes   rekonstrukció   során   meghatározható   a  sugárforrás   helyzete   és   intenzitása,   vagyis   a  radiofarmakon   térbeli   akkumulációja,   amiből   digitálisan  tetszőleges  irányú  szeleteket  lehet  előállítani.  A  vizsgálat  hosszadalmas:  3-­‐‑6  fokonként  léptetve  a  detektort,  15-­‐‑20  másodpercig   tartó   felvételek   esetén   a   teljes   adatgyűjtés  15–45    percig  tart.  

A B C D

E

4.   Ábra   Az   emberi   agy   SPECT   vizsgálat  segítségével  készült  rekonstruált,  három-­‐‑dimenziós  funkcionális  térképe.  (http://nanotechnology1.yolasite.com/)  

6/10  

POZITRON  EMISSZIÓS  TOMOGRÁFIA  (PET)  

Pozitronok  keletkezése  és  megsemmisülése  

Párkeltés  és  pozitív  béta-­‐‑bomlás  A  pozitronok  pozitív  töltéssel  rendelkező  elemi  részecskék,  amelyek  az  elektron  antirészecskéi.  Pozitronok   keletkeznek   a  párkeltés   során,   amikor   a   nagy   energiájú   gamma   fotonok   hirtelen  lefékeződnek  az  atomi  erőtérben  és  a  foton  energiája  egy  elektron-­‐‑pozitron,  anyag-­‐‑antianyag  párt  hoz   létre.   Ezenkívül   pozitronok   keletkeznek  pozitív   béta-­‐‑bomlás   során,   ahol   a  mag   protonja  neutronná,  pozitronná  és  neutrínóvá  alakul  át,  a  pozitron  pedig  elhagyja  az  atommagot.  

Pozitív  béta  bomlás  a  természetben  nem,  csak  mesterséges  radioaktív  izotópok  esetén  jöhet  létre,  akkor,   ha   az   atommagban   a   neutronok   száma   kevesebb   az   optimálisnál.   A   szabad   proton  önmagában  stabil,  nem  tud  elbomlani.  A  magátalakulás  során  az  atom  rendszáma  eggyel  csökken,  a  tömegszáma  nem  változik.  Mivel  a  neutron  tömege  nagyobb,  mint  az  elbomló  protoné,  ez  azzal  magyarázható,  hogy  a  mag  fölösleges  energiája  alakul  a  neutron  többlettömegévé.  

 5.  Ábra  A)  Pozitív  béta  bomlás  B)  Pozitron-­‐‑elektron  annihiláció  

Pozitron-­‐‑elektron  annihiláció  Az   atommagból   kiszabaduló   pozitronok   meglehetősen   rövid   életűek   (~10-­‐‑10   s),   néhány  milliméteren   belül   összeütköznek   valamelyik   atomhéjon   található   elektronnal   és   egy   anyag–antianyag  reakció  során  kölcsönösen  megsemmisítik  egymást,  két  nagy  energiájú  gamma  fotont  létrehozva.  Az  annihiláció  során  érvényben  marad  a  töltésmegmaradás,  hiszen  a  nettó  0  töltés  nem  változik.  A  tömeg-­‐‑energia  ekvivalencia  elv  értelmében  a  pozitron  és  az  elektron  tömege  két  gamma  foton  energiájává  alakul,  tehát  sem  a  tömeg,  sem  az  energiamegmaradás  törvénye  nem  sérül.   A   lendületmegmaradás   viszont   csak   abban   az   esetben   teljesülhet,   ha   az   ütközés  pillanatában   fennálló  0   impulzus  nem  változik,  tehát  a  létrejövő  két   foton  azonos   tömeggel  és  sebességgel,  de  ellentétes  irányba  távozik.    

Töltés  megmaradás:     e+  +  e¯ˉ  =  2  γ0  

Energia  megmaradás:     m(e+)  c2  +  m(e¯ˉ)  c2  =  2  h  f  

Tömeg  megmaradás:  

Lendület  megmaradás:   0  =  m  v1  +  m  v2  cos  180°  

PET  vizsgálat  során  az  annihilációt  követő  gamma  sugárzást  detektálják.    

e+ (pozitron)

0p n e u+ +® + +g foton  (0.51  MeV)

g foton  (0.51  MeV)

elektron  (e-­‐)

pozitron  (e+)

18F  (pozitron  emitter)

A B

7/10  

Az  annihilációs  sugárzást  alkotó  gamma  fotonpár:  

•   koincidens  (egyidejűleg  keletkezett),    

•   kolineáris  (egy  vonalban  halad),    

•   ellentétes  irányú,    

•   0,511  MeV  energiájú.  

A  PET  felépítése  és  működése  

A  beteg  előkészítés  PET   vizsgálat   során   pozitron   bomló   izotópot   juttatnak   a   beteg   szervezetébe.   Ilyen   izotópok  előállítása  ciklotronban  történik,  ami  limitálja  a  PET  diagnosztikai  egységek  létrejöttét.  A  beadott  izotópok  30-­‐‑60  perc   alatt   jutnak   el  a  szervezet  megfelelő  helyére.  Amikor   az   egyensúly  beállt,  akkor  történhet  a  sugárzás  detektálása.  

Izotóp   Felezési  idő   Hatótávolság  vízben   Alkalmazott  vegyületek  

18F   ~110  perc   1  mm   [18F]-­‐‑Fluorodezoxiglükóz  (FDG)  

11C   ~20  perc   1,1  mm   [11C]-­‐‑Metionin  

13N   ~10  perc   1,4  mm   13N2  

15O   ~2  perc   1,5  mm   15O2;  [15O]-­‐‑Víz;  [15O]-­‐‑Szén-­‐‑dioxid  2.  Táblázat  A  leggyakrabban  alkalmazott  „könnyű”  PET  izotópok  és  vegyületeik  

A  PET  készülék  A   PET   készülék   gyűrűszerűen   elrendezett   detektorokból   áll,   amelyek   közepébe   tolják   be   a  pácienst.   A   készülékben   több   gyűrű,   gyűrűnként   50-­‐‑100   detektor   található.   Két   tetszőleges  detektor   a   gyűrűn   belül   és   a   gyűrűk   között   úgynevezett  koincidencia   áramkörön   keresztül  kapcsolódik  össze.  Egy  koincidencia  áramkör  akkor  szolgáltat  kimenő  jelet,  ha  a  két  összekapcsolt  detektor  egyidejűleg  kap  jelet,  vagyis  egy  időben  két  gamma-­‐‑foton  érkezik  két  detektorba.  (A  két  aktivált   detektor  nem   feltétlenül   a   detektorgyűrű   átellenes  pontján   helyezkedik   el.   Jóllehet   az  annihilációs  sugárzás  két  egymással  ellentétes  irányú  gamma-­‐‑sugárzást  eredményez,  az  általában  nem  a  gyűrű  középpontjában  történik.)  

 6.  Ábra  Példák  a  detektorpárok  aktiválására  azonos  pontból,  különböző  irányokba  haladó  kolineáris  fotonok  esetén  

Annihiláció Kolineáris  gamma  fotonok Detektor Koincidencia  áramkör

8/10  

A   koincidencia   áramkör   időfelbontása  10-­‐‑20   ns   nagyságrendbe   esik,   vagyis   ezen   időtartamon  belül  érkező  fotonpárt  érzékeli  egyidejűnek.  Magától  értetődő,  hogy  nem  centrális  elhelyezkedésű  sugárforrás   esetén   a   két   egy   időben   keletkező   gamma-­‐‑foton   különböző   utakat   tesz   meg   a  detektorig,   vagyis   valamekkora   időkülönbséggel   érkeznek,   de   ez   mérés   szempontjából  elhanyagolható.  

Vegyük  példának  az  6.  Ábra  jobb  oldali  esetét.  Legyen  a  két  gamma  foton  úthossza  10  és  50  cm  a  detektorig.  Felhasználva,  hogy  az  elektromágneses  sugárzás  fénysebességgel  terjed,  ami  3∗1010  cm/s,  a  detektorokig  megtett  idő:  0,33  ns  és  1,66  ns.  Könnyű  belátni,  hogy  az  időkülönbség  egy  nagyságrenddel  kisebb,  mint  a  készülék  időfelbontása.  

A  koincidencia  áramkörökből  kimenő  jel  áthalad  még  egy  energia-­‐‑diszkriminátoron,  ami  csak  az  0,511  MeV  energiájú  fotonok  jelei  engedi  át,  ezzel  csak  az  annihilációs  sugárzás  nagy  energiájú  fotonjai  kerülnek  feldolgozásra.  

Képalkotás  A   detektorpárokba   érkező   jeleket   a   számítógép   dolgozza   fel   és   értékeli   ki.   A   koincidencia  egyenesek   metszéspontja   megadja   a   sugárforrás   helyét,   ami   közvetlenül   az   annihiláció,  közvetve   a   pozitron   sugárzó   izotóp   akkumulációjának   néhány   mm-­‐‑es   körzetét   jelenti.   A  metszéspontokon   keresztülhaladó   koincidencia   egyenesek   száma   arányos   az   adott   térpontból  jövő   sugárzás   intenzitásával   (ami   arányos   a   felhalmozódott   izotóp   mennyiségével).   Az  intenzitás   értékhez   színskála   rendelhető,   így   a   radiofarmakon   eloszlása   egy   adott   szeletben  kirajzolható.    

A  radiofarmakon   lokalizálásához  PET  esetén  nincs  szükség  ólomkollimátorra,   ami  a   fotonok  jelentős  részét  elnyeli,  ezért  az  érzékenysége  nagyságrendekkel  jobb,  mint  a  gamma-­‐‑kamera  vagy  a  SPECT  készülékek  esetén.  

Természetesen  a  gamma  sugárzás  kölcsönhatásba  tud  lépni  a  szövet  atomjaival  mielőtt  elérné  a  detektort,   ezért   a   kapott   képet   korrigálni   kell   a   különböző   szövetek   abszorpciós  együtthatójával.  

 7.  Ábra  A)  Koincidencia  egyenesek  metszéspontja  megadja  az  izotóp  felhalmozódásának  a  helyét.  B)  Izotóp  akkumuláció  mértékét  színkódoltan  megjelenítő  digitális  kép.  

AB

9/10  

Képalkotási  hibák  Bármennyire   is   specifikusak   a   detektorok   az   annihilációs   sugárzás   érzékelésére,   a   hibás  jelfeldolgozás   nem   zárható   ki   teljesen.   Ezek   oka   lehet   például   a   gamma-­‐‑foton   szóródása   a  szervezet   atomjain   (szóródásos   koincidencia),   két   különböző   esemény   véletlen   egybeesése  (random  koincidencia)   vagy   több  egyidejű   esemény  hibás  párosítása   (multiplex  koincidencia).  Ilyenkor  a  megszerkesztett  koincidencia  egyenes  nem  a  sugárforrás  helyén  fog  keresztül  haladni.    

 

Gyakorlati  alkalmazás    

Indikáció:  a  vizsgálat  előnyei  A   PET   vizsgálat   nagy   érzékenységű,   funkcionális   vizsgálati   módszer.   Segítségével   a   kóros  folyamatok  még  azelőtt  kimutathatóak,  hogy  morfológiai  elváltozást  okoznának.  Az  alkalmazott  izotópokkal  élettani  folyamatokat:  anyagcserét,  gázcserét  lehet  követni,  dinamikus  vizsgálatokkal  a  folyamatok  időbeli  lefolyásáról  is  információhoz  lehet  jutni.    

A  leggyakrabban  alkalmazott  izotópok  a  [18F]-­‐‑FDG  glükóz  analóg,  amit  a  sejtek  képesek  felvenni,  de  lebontani  már  nem;  illetve  a  [11C]-­‐‑Metionin  aminosav  analóg.  Előbbivel  a  szénhidrát  felvétel,  utóbbival   a   fehérjeszintézis   vizsgálható.   Ennél   specifikusabb   például   a   [11C]-­‐‑Flumazenil  (benzodiazepin   receptor   antagonista)   alkalmazása,   amivel   pszichiátriai   kórfolyamatok  követhetőek.  

 8.  Ábra  Normál  és  kóros  agyi  funkciók  vizsgálata.  Az  astrocytoma  (glia  sejtes  agydaganat)  térségében  megfigyelhető  a  

csökkent  szénhidrát  felvétel,  illetve  a  fokozott  fehérjeszintézis.  

Valódi  koincidencia Szóródási  koincidencia                              Random  koincidencia Multiplex  koincidencia

Normál  agyi  [18F]-­‐‑FDG-­‐‑scan

[18F]-­‐‑FDG-­‐‑PET                                                                        [11C]-­‐‑Metionin-­‐‑PET

Alacsony  grádusú  astrocytoma

10/10  

A   PET,  mint   diagnosztikai  módszer   általában   akkor   választandó,   ha  más,   kevésbé  megterhelő  vizsgálat   nem   járt   eredménnyel.   A   vizsgálat   jól   meghatározott   esetekben   olyan  többletinformációhoz   juttatja   a   kezelőorvost,   ami   a   gyógyítási   stratégia   elkészítéséhez  mással  nehezen,  vagy  egyáltalán  nem  pótolható.  

Az  alkalmazás  korlátai:  hátrányok  A  PET  rendkívül  költség-­‐‑  és  eszközigényes  módszer:  a  sikeres  beavatkozáshoz  elengedhetetlen  az  elérhető   közelségben   lévő   pozitron-­‐‑bomló   izotópokat   előállító   ciklotron.   A   vizsgálat  hosszadalmas  és  bonyolult,  komoly  beteg-­‐‑előkészítést  igényel.  A  vizsgálati  eredmény  önmagában  általában   nem   eléggé   informatív,   más   morfológiai   módszerekkel   szükséges   kombinálni.  Különösen   ionizáló   sugárzással   dolgozó   módszerekkel   (pl.   CT)   együtt   alkalmazva   nagy  sugárterhelésnek  teszi  ki  a  beteget.  

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Felhasznált  irodalom    

Balkay  László,  Orvosi  leképezéstechnika.  Debreceni  Egyetem,  2011  

http://www.tankonyvtar.hu/hu/tartalom/tamop425/0019_1A_Orvosi_lekepezestechnika/index.html    

 

S.  Cherry  and  M.  Dahlbom,  PET:  Physics,  Instrumentation,  and  Scanners.  New  York,  NY:  Springer,  2006.