Radionuklidová scintigrafie - nukleární medicína

Radionuklidy v nukleární medicíně
Nukleární medicína je obor zabývající se diagnostikou a terapií pomocí otevřených radioaktivních látek - radiofarmak - aplikovaných do vnitřního prostředí organismu; těmito metodami in vivo se budeme zabývat v této kapitole. Při vyšetření in vitro se radiofarmakum neaplikuje pacientovi do těla, ale používá se při radiochemické analýze odebraných vzorků jeho krve; pacient nepřichází do kontaktu s radioaktivní látkou, pracuje se pouze se vzorkem plasmy nebo jiné tělní tekutiny (radioisotopové metody in vitro jsou stručně nastíněny v §3.5 "Radioisotopové stopovací metody", pasáž "Radioimunoanalýza - radiosaturační analýza"; nyní již většinou nejsou součástí nukleární medicíny, ale laboratorní biochemie).
Metody nukleární medicíny jsou založeny na dvou základních vlastnostech radionuklidů :
1.Emise pronikavého ionizujícího záření při radioaktivních přeměnách jader (podrobný fyzikální výklad v §1.2 "Radioaktivita");
2.Shodné chemické chování isotopů Ţ radioaktivní isotopy reagují chemicky stejně jako stabilní isotopy téhož prvku (§3.5 "Radioisotopové stopovací metody").
Radioaktivní atomy a jejich molekuly - sloučeniny "označené" radioaktivními prvky - se v organismu distribuují stejně jako kdyby byly neradioaktivní, avšak při radioaktivních přeměnách příslušných jader je průběžně emitováno pronikavé záření. Toto záření je umožňuje "zviditelnit" - sledovat, indikovat, "stopovat" *) - a měřit jejich množství detekčními přístroji při diagnostice, nebo svými radiobiologickými účinky toto záření může být využíváno k léčebným účelům.
*) Odtud obecný název indikátorové nebo stopovací (tracer) metody, které se používají nejen za pomoci radionuklidů a nejen v medicíně, ale i v laboratorních a průmyslových aplikacích (§3.5 "Radioisotopové stopovací metody").

Ústřední metodou nukleární medicíny je radioisotopová diagnostika in vivo: aplikujeme vhodnou (bio)chemickou látku s navázaným radionuklidem - tzv. radioindikátor či radiofarmakum - do organismu. Tato látka vstoupí do metabolismu a distribuuje se v organismu podle svého chemického složení - farmakokinetiky - daného radioindikátoru. Fyziologicky či patologicky se hromadí v určitých tkáních a orgánech, přeskupuje se a následně vylučuje. Chemická skladba radiofarmaka určuje jeho začlenění do kinetiky nebo do určitých metabolických procesů - cílený vstup (targeting) do relevantních tkání, orgánů, buněk či sub-buněčných elementů, včetně následného vylučování. Zabudovaný radionuklid svým vyzařováním pak umožňuje buď zevní detekci a zobrazení distribuce této látky (zářením g u scintigrafie), nebo sledování jeho množství v odebraných vzorcích (biologických tekutin, většinou krve nebo moči) - konkrétní metody těchto vyšetřovacích metod jsou podrobně popisovány níže v části "Klinická scintigrafická diagnostika v nukleární medicíně". V případě terapie pak záření radionuklidu vykonává biologické účinky na buňky tkáně, v němž se radiofarmakum akumuluje (např. likviduje nádorové buňky - §6.6 "Radioterapie", část "Radioisotopová terapie").
Radioindikátory v nukleární medicíně jsou aplikovány v nepatrném stopovém množství, cca 10^-9-10^-12 gramu (piko- či nanomolární koncentrace v tkáních), takže samy nemohou (bio)chemicky ovlivnit funkci vyšetřovaných orgánů, ani nemohou způsobovat nějaké vedlejší či toxické účinky na organismus *). Mohou pouze způsobovat radiační zátěž, kterou se optimalizací aplikovaných aktivit snažíme mimimalizovat.
*) Jedinou výjimkou z této biochemické bezpečnosti jsou radiofarmaka na bázi myších monoklonálních protilátek. U nich se mohou u určitého malého procenta pacientů vyskytovat alergické reakce, způsobené přítomností tzv. HAMA protilátek (je diskutováno níže v části "Radionuklidy a radiofarmaka pro scintigrafii").
Nejznámějším příkladem je aplikace radioaktivního jodidu sodného NaI¹³¹, který se jako každý jód vychytává (akumuluje) ve štítné žláze. Zevní detekcí záření gama emitovaného při radioaktivních b-přeměnách jader ¹³¹I pak lze změřit akumulaci tohoto jódu nebo zobrazit jeho distribuci ve štítné žláze - §4.9.1 "Thyreologická radioisotopová diagnostika"; v případě potřeby záření b může při aplikaci vyšších aktivit vykazovat biologické účinky na buňky, využívané v terapii.
Byla vyvinuta řada druhů radiofarmak s afinitou k ledvinám, játrům, kostem, myokardu, některým nádorovým či zánětlivým tkáním, signálním receptorům, pro jejichž funkci je daná látka indikátorem (§4.8 "Radionuklidy a radiofarmaka pro scintigrafii"). Míra lokální akumulace radiofarmaka záleží na intenzitě místních metabolických a funkčních dějů v orgánech a tkáních. Případné poruchy funkce lze pomocí scintigrafického zobrazení lokalizovat, analyzovat a příp. i kvantifikovat.
Nebo se radionuklid vstřikne do krevního oběhu a sleduje se dynamika jeho průchodu srdcem, plícemi a velkými cévami - v tomto případě bez metabolické vazby na konkrétní orgán či tkáň (§4.9.4, část "Dynamická radiokardiografie" a "Radionuklidová hradlovaná ventrikulografie", příp. §4.9.8, část "Perfúzní scintigrafie mozku"); opět s možností analýzy a kvantifikace.
"Molekulární zobrazení"
S rozvojem organické chemie, biochemie a buněčné biologie byla vyvinuta některá radiofarmaka, jejichž značené molekuly mají afinitu ke zcela určitým specifickým druhům buněk či procesům na subcelulární úrovni. Pomocí scintigrafie a vhodného radiofarmaka tak lze cíleně vyšetřit nejen funkci určitého orgánu či tkáně, ale selektivně postihnout i zcela určitý typ metabolické nebo transportní cesty, např. enzymové či receptorové vazby nebo reakce antigenu s protilátkou. Pro tento účel byla vyvinuta a stále se vyvíjení speciální radiofarmaka (jak pro diagnostiku, tak pro terapii), která jsou charakterizována svými účinky na molekulární úrovni. S trochou nadsázky se tyto metody lokálního měření a zobrazení fyziologické odezvy označují jako "biochemie in vivo".
Pozn: Název "molekulární zobrazení" samozřejmě neznamená, že bychom snad zobrazovali přímo samotné molekuly (to bohužel nedokážeme), ale zobrazujeme takovou distribuci radioindikátoru, která je důsledkem a odrazem specifických biochemických reakcí na molekulární úrovni.

Scintigrafie
Průchod a distribuce radioindikátoru tedy odráží konkrétní fyziologický či patologický stav nebo funkci příslušných orgánů a tkání. Pro jeho posouzení v nejjednodušších případech stačí prosté změření intenzity záření g vycházejícího z určitého místa (např. ze štítné žlázy - pro stanovení její akumulace) kolimovanou detekční sondou. Pro komplexnější diagnostiku však potřebujeme změřit - zmapovat - zobrazit - celou distribuci radioindikátoru, včetně lokálních detailů a anomálií. K tomu slouží důležitá metoda zvaná scintigrafie či gamagrafie :

Terminologická poznámka:
Výstižnější název gamagrafie - zobrazování pomocí záření gama - se bohužel používá poměrně zřídka; převládl méně přesný název scintigrafie pocházející z toho, že technicky se zde nyní používají scintilační detektory. V budoucnu budou scintilační detektory pravděpodobně vytlačeny detektory polovodičovými (viz níže "Alternativní fyzikální a technické principy gamakamer"), čímž název "scintigrafie" již ztratí opodstatnění. Ze setrvačnosti bude však název scintigrafie nepochybně přetrvávat.
Scintigrafie či scintigrafické vyšetření se v "hantýrce" nukleární medicíny často též nazývá scintigrafická studie. Pochází to z dob, kdy scintigrafie byla nová experimentální výzkumná metoda, umožňující studovat fyziologické děje v organismu.
Ve většině textu této kapitoly (§4.1-4.8) se budeme zabývat fyzikálními principy scintigrafického zobrazení a technickými řešeními přístrojů pro gamagrafické zobrazení. Klinické využití scintigrafie v nukleární medicíně je shrnuto v posledním §4.9 "Klinická scintigrafická diagnostika v nukleární medicíně". A o terapeutickém využití radionuklidů je pojednáváno v §3.6 "Radioterapie", část "Radioisotopová terapie".

Druhy scintigrafie
Než se budeme zabývat konkrétními fyzikálně-elektronickými metodami pro realizaci scintigrafického zobrazení, stručně si uvedeme rozdělení (klasifikaci, kategorizaci) scintigrafických metod. Z hlediska časového lze scintigrafii rozdělit na dva druhy :

Z hlediska prostorového-geometrického můžeme scintigrafii rozdělit opět do dvou kategorií :

Z hlediska komplexnosti a interpretace scintigrafického vyšetření můžeme rozlišovat dvě základní kategorie :

Radiační zátěž při scintigrafickém vyšetření
Při každé interakci ionizujícího záření s organismem se část tohoto záření absorbuje v tkáních a způsobuje radiační zátěž; u diagnostických aplikací (mírné) riziko nežádoucích stochastických účinků. V zákonitostech radiační zátěže je podstatný rozdíl mezi rentgenovou diagnostikou a nukleární medicínou. Při RTG vyšetření je zdrojem ionizujícího záření přístroj (rentgenka umístěná mimo tělo pacienta) a radiační dávka závisí m.j. na počtu prováděných snímků, expozičních časech či na rozsahu oblasti snímané při CT (§3.3, pasáž "Radiační zátěž pacientů při RTG vyšetření"). U scintigrafie není zdrojem záření diagnostický přístroj, ale samotný pacient, resp. radionuklid distribuovaný uvnitř jeho těla ve vyšetřovaných tkáních a orgánech. Můžeme tedy již pak pořídit libovolný počet scintigrafických snímků, v různých projekcích, s různou akviziční dobou, aniž by se změnila radiační zátěž pacienta.
Radiační dávka obdržená pacientem v souvislosti se scintigrafickým vyšetřením je dána již při podání radiofarmaka do organismu. Závisí především na hodnotě aplikované aktivity [MBq] - přímá úměrnost. Výrazně též závisí na druhu aplikovaného radiofarmaka. Chemická forma určuje míru a rychlost akumulace radiofarmaka v různých tkáních a orgánech a rychlost jeho vylučování. Radionuklid použitý ke značení určuje poločas radioaktivní přeměny a druh emitovaného záření. V případě čistých gama-radionuklidů (jako je ^99mTc) je radiační zátěž poměrně nízká, neboť většina pronikavého záření g prochází tkání a odnáší svou energii ven. Při vlastní scintigrafii však velikost radiační zátěže pacienta vůbec nezávisí na akviziční době. Pacient je kontinuálně slabě zatěžován radiací (s klesajícím dávkovým příkonem) i po odchodu z pracoviště nukleární medicíny - při následném pobytu na jiném zdravotnickém pracovišti, nebo doma... Doba, za kterou radioaktivita prakticky vymizí z těla, závisí na fyzikálním poločasu rozpadu radionuklidu a biologickém poločasu vylučování radiofarmaka; pro radioindikátoy značené ^99mTc (cca 100-300 MBq) to bývá zhruba za 2-3 dny.
Sumárně jsou otázky radiační zátěže diskutovány v §5.7 "Radiační zátěž při radiační diagnostice a terapii".

Základní principy scintigrafického zobrazení
Jak scintigrafického zobrazení dosáhnout ?
Mohl by vzniknout nápad využít k tomu fotografii: Záření g je přece elektromagnetické vlnění stejné fyzikální podstaty jako světlo. Chceme-li zobrazit nějaký předmět pomocí světla (odraženého či aktivně emitovaného), využijeme zákonitostí geometrické optiky a promítneme pomocí spojné čočky (objektivu fotoaparátu) obraz daného předmětu na citlivou fotografickou vrstvu a určitou dobu exponujeme - fotochemickou reakcí vznikne latentní obraz, který se po vyvolání stává viditelným obrazem různé hustoty zrníček stříbra ve fotografické emulzi - viz obrázek vlevo.

Obr.4.1.1. Porovnání možností fotografického zobrazení ve viditelném světle a v záření gama.

Bylo by velmi příjemné, kdyby takto jednoduše šlo pacienta "vyfotografovat" v záření g - na obrázku uprostřed.. Bohužel to však není možné! Záření g se při dopadu na čočku objektivu nebude lámat jako světlo. Jak bylo uvedeno v §1.3, záření g interaguje s každou látkou, a tedy i s materiálem čočky v objektivu, třemi způsoby:
1. Fotoefekt - zde přicházející foton zanikne a tedy vůbec na citlivou vrstvu nedoletí Ţ není použitelné pro zobrazení.
2. Comptonův rozptyl - zde by sice některé rozptýlené fotony g' mohly dopadnout na citlivou vrstvu a vyvolat tam fotochemickou reakci, avšak úhel rozptylu je v podstatě náhodný a pokaždé jiný, nezávisle na úhlu dopadu. Comptonovsky rozptýlené záření nevytvoří tedy žádný obraz, ale jen víceméně monotónní zšednutí či zčernání filmu. Tedy ani Comptonův rozptyl není použitelný pro fotografické zobrazení v záření gama *).
*) Toto tvrzení není však zcela absolutní, platí jen pro fotografické zobrazení. Na konci §4.2 bude ukázáno, že Comptonova rozptylu záření g lze v principu využít k elektronické kolimaci v zatím experimentálních tzv. Comptonových kamerách.
3. Tvorba e^-e⁺-párů (pokud by primární záření g mělo energii >>1MeV) - zde primární foton g zaniká a sekundární fotony anihilačního záření se sice rozlétají vždy v protilehlých směrech *), avšak pokaždé pod jiným úhlem v prostoru Ţ totéž, co u Comptonova rozptylu.
*) Této skutečnosti se využívá k elektronické kolimaci u pozitronové emisní tomografie (PET) - viz §4.3, část "Pozitronová emisní tomografie PET".
Ke stejným závěrům bychom dospěli, kdybychom se místo čočky pokusili k zobrazení v záření g použít dutého zrcadla. Pouze nejjednodušší zobrazení pomocí dírkové komory na obr.4.4.1 vpravo funguje i pro záření gama, používá se v kolimátorech typu Pinhole (jsou popsány níže v části "Scintigrafické kolimátory").
Pro záření g tedy neplatí zákony lomu či odrazu Ţ pro záření g neexistuje žádná refrakční ani reflexní optika! Žádným způsobem nedovedeme cíleně ovlivnit směr pohybu fotonů záření g *). Pouze pro měkké X-záření za určitých okolností ještě jakž takž funguje reflexní zrcadlová optika, avšak jen pro velmi malé úhly dopadu-odrazu - viz dodatek "Rentgenové dalekohledy" na konci §3.2.
*) Fyzikálně vzato dovede směr pohybu fotonů g ovlivnit (díky své univerzálnosti) jen gravitace. Takové gravitační čočky gigantických rozměrů se sice hojně vyskytují ve vesmíru (viz §4.3, pasáž "Gravitačná čočky. Optika černých děr." v knize "Gravitace, černé díry a fyzika prostoročasu"), v laboratorních podmínkách na Zemi však realizovatelné nejsou; i kdybychom dovedli vyrobit miniaturní černé díry s požadovanými vlatnostmi, kvalita jejich zobrazení by nebyla příliš dobrá a hlavně by nás okamžitě zahubily svou gravitací a kvantovým vyzařováním (§4.7."Kvantové vyzařování a termodynamika černých děr" v téže knize).
Jedinou možností jak dosáhnout zobrazení v záření g je kolimace - odstínění záření g ze všech nežádoucích směrů a propuštění pouze záření z potřebného směru. Vzniká tak kolimační projekce v záření gama. Takto se zářením g "nakládá" většina metod scintigrafie - viz níže "Scintigrafické kolimátory". Výjimkou jsou speciální metody využívající tzv. elektronické kolimace pomocí koincidenční detekce dvou nebo několika primárních či sekundárních fotonů. Tyto principy se využívají především u pozitronové emisní tomografie, nebo u zatím experimentálních Comptonových kamer (viz část "Comptonovy kamery" a "Gamakamery pro vysoké energie") či Comptonových teleskopů v astrofyzice - jakýchsi "dalakohledů bez čoček a zrcadel".

Pohybový scintigraf
Historicky prvním druhem přístrojů umožňujících provádět scintigrafické zobrazení distribuce radioaktivity byl pohybový scintigraf nazývaný někdy též scanner. První přístroj tohoto druhu sestrojil v r.1951 B.Cassen se svými spolupracovníky, jejich hlavním výrobcem v 60. a 70.letech byla firma Picker (obr.4.1.2 vpravo). Jedná se v principu o jednoduché zařízení, schématicky znázorněné na obr.4.1.2 :

Obr.4.1.2. Pohybový scintigraf.
Vlevo: Principiální schéma pohybového scintigrafu (dole uprostřed je ukázka scintigramu štítné žlázy). Vpravo: Scintigraf Picker 500i na KNM Ostrava.

Na společném masívním rameni posunovaném elektromotorkem je na jednom konci upevněn kolimovaný scintilační detektor *) a na druhém konci elektromagnetické pisátko. Detektor se rovnoměrným meandrovitým pohybem posunuje nad měřeným objektem W, záření g (které je detekováno pouze z oblasti přesně pod kolimátorem v jeho ose) se převádí na elektrické impulsy, které se (po zesílení a amplitudové diskriminaci, příp. redukci nadměrné četnosti) vedou do cívky elektromagnetického pisátka. Na každý impuls se z cívky elektromagnetu vymrští ferromagnetické jádro opatřené na konci pisátkem (razníkem), které přes barvící pásku natiskne na papír značku (čárku). Každá čárka představuje, podle nastavení redukce, sto či tisíc impulsů nebo pod. Čím vyšší je radioaktivita místa, nad nímž se kolimovaná sonda právě nachází, tím větší frekvenci impulsů bude sonda vysílat do cívky elektromagnetu a tím hustěji bude tedy pisátko při svém pohybu nad papírem vyťukávat čárečky obrazu. Výsledkem je zobrazení neviditelné distribuce radioindikátoru pomocí viditelné hustoty čárek na papíře (obr.4.1.2 uprostřed) - vzniká scintigrafický obraz W*. Kromě papíru se u některých přístrojů záznam scintigramů prováděl i na fotografický film, což umožňovalo lépe rozlišit detaily v četnosti impulsů.
*) Pro zvýšení detekční účinnosti se používaly poměrně velké scintilační krystaly o průměru až 15cm, opatřené mnohootvorovými fokusovanými kolimátory. Na plochu krystalu tak bylo z ohniska ve vyšetřovaném místě soustřeďováno záření g z poměrně velkého prostorového úhlu.
Výhodou pohybového scintigrafu byla jednoduchost a snad též to, že poskytoval obraz v měřítku 1:1. Měl však některé zásadní nevýhody. Je to v prvé řadě velmi nízká účinnost měření: detekována je vždy jen pranepatrná část fotonů g pouze z místa, nad nímž se detekční sonda právě nachází - záření ze všech ostatních míst uniká bez užitku. Dále, sonda se nad pacientem pohybuje poměrně pomalu a snímání scintigrafického obrazu trvá značně dlouho. Pokud se distribuce radioindikátoru mění s časem během měření, nejsme schopni tyto změny zachytit a zobrazit - pohybový scintigraf neumožňuje dynamickou scintigrafii. Z těchto důvodů se pohybové scintigrafy již asi od konce 80.let nepoužívají (nejdéle se používaly pro scintigrafii štítné žlázy, obr.4.2.1 uprostřed dole) - byly zcela nahrazeny scintilačními gamakamerami.

Princip scintilační kamery
Scintilační kamery, neboli gamakamery, jsou dosud nejdokonalejšími zařízeními pro scintigrafické zobrazování distribuce radioaktivity. Jedná se o zařízení značně složité jak svým principem, tak technickou konstrukcí.
První scintilační kameru zkonstruoval H.O.Anger v r.1958. V počátečních experimentech používal jednootvorový kolimátor a scintilace v tenkém krystalu většího průměru exponoval na fotografickou desku. Rozhudující zdokonalení dosáhl tím, že ke krystalu přiložil fotonásobiče (původně 7 fotonásobičů), které snímaly záblesky ve scintilačním krystalu a převáděly je na elektrické impulsy, které se elektronicky vyhodnocovaly. První scintilační kamery s 19 fotonásobiči začala vyrábět firma Nuclear Chicago v r.1964, zanedlouho pak firma Picker (přední výrobce pohybových scintigrafů); později v Evropě firmy Intertechnique, Philips, Gamma, v Japonsku Toshiba.
Principiální schéma Angerovy scintilační kamery je na obr.4.2.1 :

Obr.4.2.1. Principiální schéma scintilační kamery (analogové).
Pozn.: Pro názornost jsou zakresleny jen dva fotonásobiče F1 a F2. Ve skutečnosti je fotonásobučů větší počet - min. 19 (u starších kamer s menším zorným polem), 32, 64 i více.

Detekce záření g a stanovení místa jeho vzniku
Mějme (modelový) vyšetřovaný objekt W, v němž jsou tři lokalizovaná ložiska A, B, C zvýšené koncentrace g-radioindikátoru. Z každého místa depozice radioaktivity se izotropně na všechny strany emituje záření g, které díky své pronikavosti vychází z objektu W ven. Aby mohlo pomocí tohoto záření g vzniknout zobrazení, je nutno nejdříve provést jeho kolimační projekci. Dosáhneme toho tak, že vycházejícímu záření g dáme do cesty olověnou desku, provrtanou velkým množstvím drobných rovnoběžných otvorů. Tímto kolimátorem mohou projít pouze ty fotony g, které se pohybují přesně ve směru osy otvorů. Ostatní fotony, které jdou "šikmo" se pohltí na olověných přepážkách mezi otvory. Kolimátor tak vytvoří rovinnou projekci distribuce radioindikátoru do modře označené roviny na obr.4.2.1. Zde je umístěn tenký velkoplošný scintilační krystal. Každý foton záření g, který projde kolimátorem, vyvolá v krystalu scintilační záblesk velkého počtu fotonů (viditelného) světla. Scintilace v krystalu jsou snímány a na elektrické impulsy převáděny soustavou fotonásobičů, opticky přilepených na krystal *). Na obr.4.2.1 jsou pro jednoduchost nakresleny jen dva fotonásobiče - F1 a F2.
*)Obecný princip scintilačních detektorů a fotonásobičů, jejich vlastnosti a konstrukce, jsou podrobně rozebírány v §2.4 "Scintilační detektory".
Sledujme nyní "osud" jednotlivých fotonů g vyzářených z nitra vyšetřovaného objektu W. Především, každý foton g', který letí v jiném směru něž přesně kolmo k čelu kolimátoru (tj. rovnoběžně s osami otvorů), je pohlcen na přepážkách mezi otvory kolimátoru, na krystal nedopadne a není detekován. Foton g_A, který vyletí "správným směrem" z místa A, proletí otvorem kolimátoru a vyvolá v místě A´ v krystalu scintilaci, jejíž fotony se v krystalu šíří všemi směry. Na fotonásobič F1, který je blízko místa A´ scintilace, dopadne z tohoto záblesku poměrně velký počet fotonů, takže impuls na jeho výstupu bude mít vysokou amplitudu, zatímco vzdálený fotonásobič F2 obdrží jen nepatrnou porci z těchto fotonů a jeho impuls bude velmi nízký. U fotonu g_B z místa B nastane scintilace zhruba uprostřed mezi fotonásobiči F1 a F2, takže i amplituda jejich impulsů bude přibližně stejná. U fotonu g_C (vyzářeného z ložiska C), který dopadne a vyvolá scintilaci poblíž fotonásobiče F2, dostane mnohem více světla fotonásobič F2, než fotonásobič F1, a takový bude i poměr amplitud jejich impulsů.
Obecně tedy, nejvíce světla se dostane do fotonásobiče, který je nejblíže *) místu záblesku (místu interakce fotonu g s krystalem) - na jeho výstupu proto vznikne impuls, jehož amplituda je větší než amplituda impulsů ze vzdálenějších fotonásobičů, na jejichž fotokatody dopadne méně světla z daného záblesku. Lokalizace poloh záblesků se tedy provádí jakousi elektronicko-geometrickou "triangulací", stanovuje se jako "těžiště" signálů z fotonásobičů.
*) Největší porci světla dostane fotonásobič tehdy, když scintilace vznikne přímo pod středem fotokatody. Ze scintilací ve vzdálenějších místech dopadne na fotokatodu méně fotonů fotonů, takže výstupní signál má nižší amplitudu.
Vidíme tedy, že porovnáním amplitud impulsů z jednotlivých fotonásobičů lze vypočítat polohu záblesku v krystalu, a tím i místo v těle pacienta, odkud byl foton g vyzářen. Impulsy z jednotlivých fotonásobičů (kterých je větší počet - 16 (u starších kamer s menším krystalem), 32, 64 i více), jsou vedeny na elektrický obvod zvaný komparátor (jeho základem je odporová matrice), kde se provádí porovnávání amplitud impulsů a vytvářejí se výsledné souřadnicové impulsy X a Y - ty již nesou přímou informaci o poloze scintilace v krystalu a tím i o poloze místa v organismu, z něhož byl příslušný foton gama vyzářen. Tyto impulsy X a Y se po zesílení vedou na vychylovací destičky osciloskopické obrazovky, kde určují polohu záblesku na stínítku (tak tomu bylo u starších analogových gamakamer používaných v 60. a 70. letech).
Amplitudový analyzátor
Kromě souřadnicové analýzy se impulsy ze všech fotonásobičů vedou ještě na sumační obvod - z pohledu tohoto obvodu se celá scintilační kamera chová jako jeden velký scintilační detektor záření g. Tyto sumační impulsy, jejichž amplituda je úměrná energii absorbovaného záření g, se pak vedou na amplitudový analyzátor *) (selektor impulsů podle amplitudy) - pro každý záblesk je tak určena nejen jeho poloha (souřadnicové impulsy X,Y) ale i energie fotonu g, který tento záblesk vyvolal. Okénko analyzátoru se nastavuje tak, aby propustilo pouze impulsy odpovídají fotopíku - totální absorbci záření g v krystalu. Pokud má použitý radionuklid více energií záření g, nastaví se okénko zpravidla na "hlavní" (nejsilnější) fotopík, popř. se použije měření ve více okénkách, nastavených na jednotlivé fotopíky.
*) Princip a úloha amplitudového analyzátoru při spektrometrii záření je popsána v §2.4 "Scintilační detektory", pasáž "Zpracování výstupních impulsů ze scintilačního detektoru".
Pro správné radiometrické měření na každém spektrometrickém přístroji je totiž základní podmínkou nastavení okénka analyzátoru na fotopík záření gama použitého radionuklidu. U scintilační kamery je, kromě detekční účinnosti, správné nastavení okénka analyzátoru nutné pro potlačení comptonovsky rozptýleného záření a zajištění sladění fotonásobičů pro dosažení dobré homogenity zorného pole (viz níže pasáž "Nepříznivé vlivy u scintigrafie a jejich korekce", část "Comptonovský rozptyl záření g).
U starších typů gamakamer se nastavení okénka analyzátoru na fotopík provádělo ručně, u moderních digitálních kamer je realizováno automatické nastavení a doladění okénka analyzátoru - tzv. Peaking (píkování) či Auto Peak (automatické doladění píku). Na základě porovnání četnosti impulsů v dolní a horní polovině okénka se toto okénko analyzátoru automaticky naladí na střed fotopíku (viz obrázek) :

Vznik analogového scintigrafického obrazu
Impulsy za amplitudovým analyzátorem, označované jako Z (nijak nesouvisejí se souřadnicí třetího rozměru!) jsou uniformní "trigrovací impulsy" - říkají: "Ano, teď byl zaregistrován 'správný' foton záření g a souřadnicové impulsy X a Y jsou platné". Impulsy Z se vedou na mřížku osciloskopické obrazovky; zde zruší na okamžik záporné předpětí, čímž se oblak elektronů vydá od katody, zaostří a urychlí se v "elektronovém děle" a letí směrem ke stínítku obrazovky. Na urychlovacích destičkách se mezitím již objeví souřadnicové impulsy X a Y, čímž se elektronový paprsek vychýlí patřičným směrem, dopadne do patřičného místa (A*, B* či C* - v závislosti na místě emise fotonu g A, B či C) stínítka obrazovky, kde vyvolá světelný záblesk. Jelikož záblesky postupně přicházejí na stínítko obrazovky jako by tam "pršely", říká se těmto analogovým obrazům někdy "vypršené obrázky".
Tímto způsobem se neviditelná distribuce radioindikátoru ve vyšetřovaném objektu W, přes fyzikálně-elektronickou detekci neviditelného záření gama, zobrazuje ve formě hustoty viditelných záblesků v odpovídajících místech obrazovky - vzniká scintigrafický obraz W*. Radioaktivní struktury (léze) A,B,C ve vyšetřovaném objektu se zobrazí jako místa A*,B*,C* se zvýšeným počtem záblesků na obrazovce.

Popsaná scintilační kamera podle obr.4.2.1 poskytuje analogové scintigrafické obrazy na stínítku osciloskopu. Tento obraz je zde přítomen jen po dobu snímání fotonů g kamerou, po skončení snímání ("odchodu pacienta") tento obraz mizí. Abychom jej uchovali, fotografoval se z obrazovky fotoaparátem, jehož závěrka byla otevřená po dobu střádání impulsů. Často se též používal tzv. perzistentní oscilosklop, na jehož stínítku záblesky nemizely okamžitě, ale po nastavitelnou dobu zde setrvávaly a teprve potom plynule slábly až zmizely.

Digitální scintigrafické obrazy
Výše popsaný fotografický způsob záznamu (analogových) scintigrafických obrazů má nevýhodu v tom, že jej nelze dodatečně upravovat (třebas zesilovat tmavá podexponovaná a zeslabovat světlá přeexponovaná místa) a hlavně jej nelze kvantifikovat. Proto s rozvojem stolních minipočítačů v 60.letech byla snaha doplnit (a později i nahradit) osciloskopické zobrazování analogových scintigrafických obrazů jejich digitalizací a střádáním do paměti počítače. Schéma činnosti takové gamakamery vybavené akvizičním počítačem je na obr.4.2.3 :

Obr.4.2.3. Vpravo: Vznik digitálního scintigrafického obrazu AD-konverzí analogových souřadnicových impulsů X,Y, jejich střádáním v obrazové matici paměti počítače a zobrazením na obrazovce monitoru.

Vlastní scintilační kamera a příslušné elektronické obvody pro zesilování, komparaci, sumaci a amplitudovou analýzu impulsů jsou identické jako na obr.4.2.2. Jen osciloskopická obrazovka v pravé části je zde nahrazena speciálním obvodem - tzv. analogově digitálním převodníkem ADC (Analog-to-Digital Converter) a pamětí počítače. Vlastní proces konverze je spuštěn trigrovacím impulsem Z, který oznamuje že byl detekován validní foton záření g. Amplitudy souřadnicových impulsů X a Y potom ADC-konvertor převede na digitální (číselnou) informaci - bitovou kombinaci - a pošle je na odpovídající adresu buňky v počítači. V paměti počítače je vyčleněna určitá sekvence buněk pro zápis těchto digitalizovaných impulsů; tyto buňky jsou softwarově uspořádány do tzv. obrazové matice - bývá to 64x64, 128x128, 256x256 buněk (vyjímečně i 512x512 buněk, u kamer s obdélníkovým polem pak ani obrazová matice není čtvercová). Každá buňka v obrazové matici topograficky odpovídá určitému místu v zobrazovaném objektu W. Zorné pole gamakamery je tak rozděleno mřížkou na malé čtverečky - pixely (picture element), kterým odpovídají jednotlivé adresy ve vymezené části paměti akvizičního počítače.
Před začátkem akvizice jsou obsahy všech buněk vynulované. Přijde-li z ADC-konvertoru digitalizovaný impuls na některou buňku, její obsah se zvýší o 1. Tak postupně fotony záření g, převedené na elektrické impulsy a zdigitalizované, osazují buňky v obrazové matici paměti počítače, podle místa vyzáření, stále rostoucími hodnotami jejich obsahu - střádá se digitální scintigrafický obraz tvořený číselným obsahem buněk obrazové matice v paměti počítače. Číselný obsah každé této paměťové buňky (pixelu) je přímo úměrný radioaktivitě odpovídajícího místa v organismu, resp. jeho sloupcové projekce z celé hloubky zobrazované oblasti. Obrazová matice z paměti počítače je pak elektronicky zobrazována ("mapována") na obrazovku monitoru počítače.
FRAME mode , LIST mode
Shora popsaný způsob kumulativního explicitního záznamu scintigrafického obrazu do paměti počítače se nazývá frame mode ("obrazový způsob"). Pro speciální účely (u fázových dynamických studií a u iterativních metod tomografických - §4.3, část "Počítačová rekonstrukce SPECT", "Rekonstrukce obrazů PET", "TOF - časová lokalizace místa anihilace") se někdy používá i tzv. list mode ("seznamový způsob"), kdy se do paměti sekvenčně nahrává jen seznam hodnot souřadnic X a Y po sobě následujících přicházejících impulsů (spolu s časovými značkami) a vlastní obrazy se vytvoří dodatečně až po skončení akvizice.

Digitální scintilační kamery
S rozvojem elektroniky, především konstrukcí rychlých a miniaturizovaných ADC-konvertorů a mikroprocesorů, se digitalizace scintigrafického signálu již neomezuje jen na konverzi analogových souřadnicových impulsů X,Y podle obr.4.2.3. U současných tzv. digitálních kamer má již každý fotonásobič na svém výstupu svůj analogově-digitální konvertor ADC. Výpočet souřadnic scintilací v krystalu neprobíhá v analogovém komparátoru, ale v digitálním mikroprocesoru, který již přímo "osazuje" příslušné adresy v obrazové matici počítače příslušnou numerickou informací. Kromě toho je zesílení předzesilovače každého fotonásobiče přes DAC-převodník řízeno přímo z počítače, což umožňuje přesnější a operativní kalibraci kamery - adjustaci (tuning) a nastavení příslušných korekcí pro homogenitu a linearitu.

Konstrukční uspořádání scintilačních kamer
Detektor gamakamery
Velkoplošný scintilační krystal gamakamery s přitmelenými fotonásobiči (jejich počet bývá 19 až cca 100) a příslušnou elektronikou je vestavěn ve speciálním robustním pouzdru (jakémsi "hrnci"), zajišťujícím světlotěsnost a radiační stínění proti vnějšímu ionizujícímu záření. Kovové pouzdro též odstiňuje fotonásobiče proti vnějšímu magnetickému poli. Ve spodní části pouzdra kamery je mechanismus pro připevnění kolimátoru, který musí být těsně přiložen ke krystalu. Kolimátory jsou výměnné, při manuální výměně bývají připevněny pomocí šroubů, u automatické výměny jsou kolimátory uchyceny pomocí speciálních motoricky ovládaných držáků. U SPECT kamer bývají v tomto místě i dotykové senzory pro mechanickou ochranu pacienta a detektoru při pohybu kamery vůči pacientovi.
Stojan a gantry pro upevnění detektorů
Celý detektor kamery je pak namontován na speciálním stojanu opatřeném elektromotorky pro mechanický pohyb kamery - posun ve vertikálním, popř. i horizontálním směru a natáčení detektoru. U tomografických kamer SPECT je stojan proveden v prstencovém uspořádání jako tzv. gantry, umožňující pomocí elektromotorku rotaci kamery kolem vyšetřovaného objektu. Na gantry jsou namontovány většinou dva detektory, které se mohou úhlově natáčet kolem osy lehátka - "dvouhlavá" kamera. Další elektromotorky zajišťují radiální posun detektorů směrem do centra a od centra, aby bylo možno nastavit vždy co nejmenší vzdálenost mezi povrchem těla a čelem kolimátoru.
Vyšetřovací lehátko
Pod detektorem kamery je umístěno lehátko pro vyšetřovaného pacienta - kolmo ke stojanu, nebo vjíždí do gantry. Manuálně nebo motoricky umožňuje horizontální posun v dostatečně velkém rozsahu (až 2m), aby aby bylo možno projíždět s celým pacientem pod kamerou nebo skrze gantry a snímat obrazy různých částí těla. V menším rozsahu (cca 60cm) bývá realizován i vertikální posun. Lehátko by mělo by být dostatečně robustní (nosnost min. 180kg) a stabilní, zajišťovat mechanické polohování s možností aretace. Nosná deska lehátka bývá u SPECT kamer z materiálu s nízkou absorpcí gama a RTG záření (při snímání zepředu i zezadu skrz lehátko). Při odsunutém lehátku a kolmo natočeném detektoru kamery je možno scintigrafická vyšetření pacientů provádět i vsedě či ve stoje.
Pro uskutečnění celotělové scintigrafie (whole body) je pomocí elektromotorku lehátko s pacientem pomalu posouváno v podélném směru, takže jednotlivé části těla pacienta se postupně dostávají do zorného pole a jsou snímány detektory kamery; v akvizičním počítači se skládá celotělový scintigrafický obraz - "klouzavá" celotělová scintigrafie.
Auto-Body-contouring
Pro dosažení co nejlepšího rozlišení by gamakamera (čelo kolimátoru) měla být přiložena co nejblíže povrchu těla pacienta (trigonometrická analýza je provedena níže v §4.5, část "Prostorové rozlišení"). Užitečnou opto-elektronickou pomůckou pro zajištění optimální kvality scintigrafického zobrazení u celotělových a SPECT vyšetření je tzv. auto-contouring či body-contouring: při posunu lehátka a rotaci kamery jsou s použitím elektronických snímačů polohy detektory kamery na gantry pomocí elektromotorků automaticky posunovány tak, aby "kopírovaly" tělo pacienta a čelo kolimátoru bylo stále co nejblíže povrchu těla pacienta (automatická "konturace" těla).
Auto-contouring je realizován pomocí dvou řad infračervených LED diod a dvou řad protilehlých fotodiod, umístěných ve dvou lištách nasazených na protilehlé okraje detektorů kamery. Elektronické obvody regulují radiální polohu gamakamer tak, aby byly přerušeny infračervené paprsky z vnější řady, ale nikoli z vnitřní řady (bližší k čelu kolimátoru). Vzdálenost detektoru je tak neustále udržována v rozmezí mezi oběma řadami LED<-->fotodiod, cca 10 mm.

Obr.4.2.4. Konstrukční uspořádání scintilační kamery.
Vlevo: Odkrytý detektor scintilační kamery - kolimátor, krystal, soustava fotonásobičů a elektronických obvodů.
Vpravo: Ukázka sestavené planární kamery s jedním detektorem (nahoře) a tomografické kamery SPECT se dvěma detektory na gantry (dole).

V levé části obr.4.2.4 je rozebraný detektor menší starší kamery (PhoGamma Nuclear Chicago, s 19 fotonásobiči), vyjmutý ze stínícího obalu. Dole vidíme kolimátor, nad ním je tenký kruhový scintilační krystal, k němuž jsou přes světlovodné bloky opticky přitmeleny fotonásobiče. V horní části detektoru je příslušná elektronika, především předzesilovač pro každý fotonásobič, adjustační obvody, u digitálních kamer pak i analogově-digitální konvertory a mikroprocesory pro stanovení souřadnicových impulsů. Novější scintilační kamery mají větší krystal obdélníkového tvaru, osazený větším počtem fotonásobičů.
V pravé části obr.4.2.4 je ukázka dvou instalovaných kamer. Nahoře je menší planární kamera s jedním detektorem na jednoduchém stojanu (PhoGamma HP z r.1973, s vyhodnocovacím zařízením Clincom; vlevo vedle stojanu kamery je umístěn stojan s výměnnými kolimátory), dole je větší tomografická kamera SPECT (z r.2002) se dvěma dektory ("hlavami") upevněnými na gantry *) a motorickým posuvem lehátka pro celotělovou scintigrafii.
*) Ojediněle byla používána i jiná konstrukční uspořádání detektorů scintilačních kamer (samotné detektory kamer Angerova typu jsou přitom u různých typů a výrobců řešeny téměř identicky; jiná alternativní technická řešení jsou zmíněna níže). Místo klasického kruhového gantry byly detektory upevněny na speciálních ramenech, jejichž pohyby byly elektronicky řízeny pomocí servomotorků. Výhodou zde snad byla větší flexibilita různých poloh detektorů (včetně možnosti současného nezávislého snímání dvou pacientů každým detektorem zvlášť). Vedle "univerzálních" kamer byly někdy používány i speciální jednoúčelové kamery s pevnou konfigurací detektorů, např. 3 nebo 4 detektory spojené do trojúhelníku nebo čtverce, určené pro scintigrafii srdce (myokardu) nebo mozku. Všechny tyto složitější konstrukční uspořádání gamakamer se však nakonec neosvědčily a brzy se přestaly používat...
Elektronické obvody scintilační kamery byly shora (v části "Princip scintilační kamery") popsány jen rámcově a zjednodušeně, spíše z fyzikálního hlediska. Scintilační kamery jsou vybaveny řadou dalších elektronických obvodů pro adjustace a pro korekce fyzikálně-elektronických vlivů. Důležité jsou např. obvody pro korekci souřadnicových impulsů X,Y - tvaru a velikosti obrazu, zvláště korekce závislosti velikosti obrazu na energii detekovaného záření gama - aby měřítko zobrazení nebylo na této energii závislé.

Scintigrafické kolimátory
Primárním "optickým členem" scintilační kamery, kterým jako prvním prochází záření g, je kolimátor *). Z hlediska gama-zobrazování má kolimátor analogickou funci jako optický objektiv při fotografování. Jeho úkolem je provést co nejdokonalejší projekci distribuce radioaktivity ve vyšetřovaném objektu pomocí záření g do roviny velkoplošného scintilačního krystalu. Na vlastnostech kolimátoru proto do značné míry závisí konečná kvalita scintigrafického obrazu. Obecně je kolimátor speciální clona ze stínícího materiálu (většinou olova, někdy wolframu), vymezující směr fotonů dopadajících na scintilační krystal a též zorné pole kamery. Nejčastěji je to deska s větším počtem hustě a rovnoměrně rozmístěných otvorů - kanálků - určitého tvaru, velikosti a směru. Bez zeslabení procházejí kolimátorem (a na krystal dopadají) pouze fotony letící ve směru osy otvorů kolimátoru, nebo jen s malou odchylkou, tedy téměř kolmo k čelu kolimátoru a k povrchu krystalu. Ostatní fotony jiných směrů jsou absorbovány v olověných přepážkách (septech) mezi otvory, na krystal nedopadají a nejsou detekovány.
*) Z obecného hlediska radiační fyziky a detekce záření bylo o kolimátorech pojednáno v §2.1 "Metodika detekce ionizujícího záření", odstavec "Stínění, kolimace a filtrace detekovaného záření" a v §3.1 "Jaderné a radiační metody", pasáž "Kolimace ionizujícího záření"). Ve scintigrafii mají kolimátory úlohu zobrazovací. U pozitronové emisní tomografie se místo mechanických kolimátorů k zobrazení používá koincidenční elektronická kolimace - viz níže "Pozitronová emisní tomografie PET".
Kolimátory u scintilačních kamer jsou většinou výměnné - je k dispozici několik typů kolimátorů s jednoznačně definovanými vlastnostmi, podle kterých se řídí jejich použití. Kolimátory se rozlišují podle počtu, velikosti a konfigurace otvorů, podle energie záření g pro niž jsou optimalizovány, podle rozlišovací schopnosti a citlivosti (účinnosti detekce). Zobrazovací vlastnosti kolimátorů jsou podrobněji rozebírány v §4.5 "Fyzikální parametry scintigrafie".
Zde si uvedeme stručný přehled základních typů kolimátorů - obr.4.2.6. Nejdříve se budeme zabývat kolimátory s paralelními otvory - kanálky - kolmými ke scintilačnímu krystalu kamery, které jsou zdaleka nejčastěji používaným typem - zde obraz objektu vytvářený v detektoru má stejnou velikost 1:1 jako zobrazovaný objekt, nezávisle na vzdálenosti zdroje od kolimátoru (na této vzdálenosti však výrazně závisí prostorová rozlišovací schopnost zobrazení, viz níže).

Obr.4.2.6. Vlevo: Zkladní druhy kolimátorů scintilačních kamer (krystal gamakamery je v pozici nahoře, těsně nad kolimátorem). Vpravo: Ukázka robustního kolimátoru pro vysoké energie HE a subtilního kolimátoru pro nízké energie LE HR (a UHR).

Kolimátory podle energie
Tím nejzákladnějším kritériem, podle něhož se kolimátory rozdělují, je energie záření g pro jejíž scintigrafické zobrazení jsou kolimátory optimalizovány. Podle této energie gama záření mají kolimátory různou tloušťku přepážek mezi otvory *), dostatečnou k absorbování záření dané energie.
*) Tloušťka přepážek
Při optimalizaci konstrukce kolimátoru pro požadovanou energii fotonů gama se vychází z požadavku, aby záření gama procházelo pouze otvory, zatímco v přepážkách (septech) mezi nimi bylo účinně absobováno. Pokud by záření gama ve větší míře pronikalo i přepážkami, degradovalo by to zobrazovací vlastnosti kolimátoru, především kontrast zobrazení (je diskutováno v §4.5, pasáži "Prozařováni septy kolimátoru", obr.4.5.3). Pro úplné pohlcení fotonů gama by byla potřeba velká tloušťka přepážek, což by vedlo k velmi nízké detekční účinnosti. Jako postačující kritérium pro dosažení rozumé úrovně prozařování septy, bez významnějšího zhoršení kontrastu obrazu, se bere prozařování 5%. Podle trigonometrické analýzy na obr.4.5.3b v pasáži "Prozařováni septy kolimátoru" to vede k podmínce pro transmisní faktor e^-m^.s.L/(2d+s)<0,05, kde d je průměr otvorů, L jejich délka, s tloušťka přepážek a m je lineární absorpční koeficient materiálu kolimátoru (olova) pro požadovanou energii gama. To dává omezení pro tloušťku přepážek kolimátoru s > (6.d/m)/[L-(3/m)]. Optimální je co nejmenší tloušťka přepážek, jakou dovoluje prozařování - aby septa zastiňovaly co nejmenší plochu detektoru a účinnost (světelnost) kolimátoru byla co nejlepší.
Absorpční koeficient materiálu kolimátoru (olova) silně závisí na energii gama, na níž tedy závisí potřebná tloušťka přepážek. Pro nízké energie kolem 150keV, kde pro olovo je m » 21,4cm^-1, např. u kolimátoru s otvory průměru 2mm a délky 25mm vychází potřebná tloušťka přepážek s»0,3mm (tenká olověná fólie). Pro vyšší energie kolem 400keV, kde je m » 2,5cm^-1, jsou potřebné podstatně tlustší přepážky s»4,5mm.
Podle energie gama máme 4 základní typy kolimátorů (obr.4.2.6 vlevo) :

Vhodná volba kolimátoru podle energie emitovaného záření gama má zásadní vliv na kvalitu scintigrafického obrazu. Pro nízké energie, jako je 140keV ^99mTc, použijeme kolimátory Low Energy, které poskytují nejlepší rozlišení. Pokud bychom zde použili robustní kolimátor HE pro vysoké energie, dostali bychom zobrazení s horším rozlišením a nižší detekční účinností, na němž by kromě toho byly rušivě vidět olověná septa mezi otvory kolimátoru *). Můžeme též použít kolimátor Pinhole (viz níže "Kolimátory se speciální geometrií"), který poskytuje kvalitní zobrazení, ovšem s nižší detekční účinností. Pro vyšší energie, jako je 364 keV ¹³¹I, jsou kolimátory Low Energy naprosto nepoužitelné, výrazné prozařování mezi septy zcela degraduje obraz do beztvaré "mazanice" (je diskutováno v §4.5, pasáži "Prozařováni septy kolimátoru"). Bezpodmínečně zde musíme použít kolimátor High Energy (na obraze jsou pak též vidět otvory a přepážky kolimátoru) nebo Pinhole. Pinhole je jediný typ kolimátoru, který je v širokém rozmezí nezávislý na energii.
*) Tuto rušivou strukturu otvorů a sept kolimátoru HE lze potlačit silnějším vyhlazením obrazu (cca 4x S9), za cenu horšího rozlišení - obrázky vpravo.

Scintigrafické obrazy fantomu štítné žlázy, naplněného ^99mTc (nahoře) a ¹³¹I (dole), zobrazené pomocí kolimátorů Pinhole, Low Energy HR a High Energy HE. Rušivé zobrazení otvorů a sept kolimátoru HE lze potlačit silnějším vyhlazením (filtrací) obrazu - obrázky vpravo.

Kolimátory podle rozlišení a citlivosti
Dalším kritériem rozdělení kolimátorů je jejich požadované rozlišení a citlivost (účinnost - "světelnost"). Toto se ovšem týká jen kolimátorů pro nízké energie LE; u robustních kolimátorů pro vysoké a střední energie nemůžeme vzhledem k tlustým přepážkám mezi otvory (a tím pádem i malé hustotě otvorů) dosáhnout ani dobrého rozlišení, ani vysoké citlivosti. Podle rozlišení a citlivosti se tedy nízkoenergetické kolimátory dále rozdělují na :

Počet otvorů kolimátorů
závisí na typu kolimátoru a jeho velikosti (ploše) zorného pole kamery. U nynějších planárních/SPECT kamer má zorné pole velikost kolem 55 x 45 cm. Celkový počet otvorů pro základní typy kolimátorů pak činí přibližně :
HE - 8000 otvorů ; ME - 15 000 otvorů ; LEAP - 80 000 otvorů ; LE HR(UHR) - 140 000 otvorů.
Otvory mají většinou hexagonální tvar.

Prostorová rozlišovací schopnost gamakamery
Prostorová rozlišovací schopnost kamery je určena dvěma složkami: vnitřním rozlišením detektoru a rozlišením kolimátoru (podrobnější rozbor je v §4.5, část "Prostorové rozlišení"). Rozlišovací schopnost kolimátoru je dána průměrem otvorů a jejich délkou. Kolimátory HR s úzkými a dlouhými otvory (délka otvorů je dána tloušťkou kolimátoru) mají lepší rozlišení než tenší kolimátory HS s většími a kratšími otvory. Prostorová rozlišovací schopnost gamakamery výrazně závisí na vzdálenosti zobrazované struktury od čela kolimátoru. Z každého otvoru paralelního kolimátoru si můžeme nakreslit pomyslný kužel vymezující oblast, ze které záření gama může projít tímto otvorem do detektoru kamery (záření z míst mimo tento kužel je pohlceno olověnými septy kolimátoru). Se vzdáleností od kolimátoru se tento detekční kužel rozšiřuje, čímž se výrazně zhoršuje geometrické prostorové rozlišení obrazu, promítaného kolimátorem na scintilační krystal gamakamery (trigonometrická analýza je provedena níže v §4.5, část "Prostorové rozlišení", zde pro názornost odtud uvádíme jen základní obr.4.5.2 :).

Obr.4.5.2. Zhoršování polohové rozlišovací schopnosti gamakamery s rostoucí vzdáleností h od čela kolimátoru. Obraz bodového zdroje se s rostoucí vzdáleností stále víc "rozmazává", PSF se rozšiřuje a prostorová rozlišovací schopnost FWHM se zhoršuje - obr.d). Zhoršování prostorového rozlišení je doprovázeno snižování jasu obrazu, avšak celkový počet impulsů je ve všech obrazech stejný a plocha (integrál) pod funkcí PSF je rovněž stejná pro všechny vzdálenosti.

Gamakamera (čelo kolimátoru) by proto měla být přiložena co nejblíže povrchu těla pacienta. U kolimátorů s jiným uspořádáním otvorů (viz níže) je geometrická situace složitější, avšak v zásadě platí stejné pravidlo zhoršování prostorového rozlišení pro větší vzdálenosti od čela kolimátoru.
Detekční účinnost scintilační kamery
Detekční účinnost (citlivost) kamery je dána účinností (světelností) kolimátoru a vnitřní detekční účinností detektoru (podrobněji je rozebíráno v §4.5, část "Detekční účinnost (citlivost) gamakamery"). Účinnost (prostupnost, světelnost) kolimátoru je dána průměrem otvorů a jejich délkou, ale v obráceném poměru než u rozlišení. Čím jsou otvory větší a kratší, tím vyšší je detekční účinnost. Účinnost či světelnost kolimátorů je obecně velmi malá - kolem 1-2%.
Je zajímavé, že u gamakamer při použití paralelních kolimátorů detekční účinnost (citlivost) nezávisí na vzdálenosti h zobrazovaného zdroje od čela kolimátoru! Zobrazení bodového zdroje v širokém rozmezí vzdáleností 0-30cm od čela kolimátoru na obr.4.5.2 d) sice ukazuje zhoršování prostorového rozlišení a snižování jasu obrazu, avšak celkový počet impulsů je ve všech obrazech stejný, plocha (integrál) pod funkcí PSF je stejná pro všechny vzdálenosti. Toto překvapivé chování je způsobeno specifickými vlastnostmi geometrické kolimace u paralelních kolimátorů. Názorně si to můžeme představit podle schématického nákresu na obr.4.5.2 b) takto: Se vzdalováním zdroje od čela kolimátoru počet fotonů dopadajících na jednotlivé otvory klesá kvadraticky jako 1/h². Avšak počet otvorů, kterými záření může projít k detektoru, se kvadraticky zvyšuje úměrně h². Tyto dva protichůdné trendy se vzájemně ruší, takže celkový procházející tok fotonů - účinnost kolimátoru - se nemění se vzdáleností mezi zdrojem a kolimátorem.
Pozn.: U speciálních kolimátorů konvergentních či Pinhole tato zákonitost neplatí, detekční účinnost se výrazně mění se vzdáleností - roste nebo klesá (viz §4.5, pasáž "Zobrazovací vlastnosti speciálních kolimátorů").
Tato nezávislost citlivosti na vzdálenosti u paralelních kolimátorů však platí jen za situace bez látkového absorbujícího prostředí - ve vakuu či ve vzduchu. Při praktické scintigrafii se ale mezi zobrazovanými strukturami s distribuovanou radioaktivitou v organismu a gamakamerou nachází tkáňové prostředí, s nímž gama záření interaguje, což vede k absorpci a zeslabení gama záření. Toto zeslabení záření gama absorbcí, nazývané též atenuace, se na scintigrafických obrazech projevuje arteficielním snížením počtu impulsů ze struktur uložených ve větších hloubkách, ve srovnání se strukturami blíže povrchu. V takovém případě již neplatí tvrzení, že detekční účinnost (citlivost) nezávisí na vzdálenosti zobrazovaného zdroje od čela kolimátoru. Detekční účinnost se zde se vzdáleností - hloubkou - zobrazovaného zdroje výrazně snižuje!

Kolimátory se speciální geometrií
Kromě kolimátorů s paralelními otvory - kanálky - se pro některé speciální účely používají i kolimátory s jinak geometricky uspořádanámi otvory (obr.4.2.6. uprostřed) :

Zobrazovací vlastnosti kolimátorů jsou podrobněji rozebírány v §4.5 "Fyzikální parametry scintigrafie". Zde si pro přehlednost duplicitně uvedeme jen grafy závislosti prostorového rozlišení a detekční účinnosti (citlivosti) gamakamery se základními kolimátory na vzdálenosti :

Obr.4.5.6. Závislosti prostorového rozlišení FWHM (vlevo) a detekční účinnosti S (vpravo) gamakamery na vzdálenosti zdroje od čela různých druhů kolimátorů..
Zobrazovací vlastnosti nejdůležitějších typů kolimátorů s různým geometrickým uspořádáním otvorů jsme testovali pomocí lineární pravoúhlé mřížky (její konstrukce je popsána v práci "Fantomy a fantomová měření v nukleární medicíně", obrázek "Mřížka") :

U kolimátoru s paralelními otvory (jako je LE HR, vlevo) dostáváme všude lineární zobrazení mřížky, přičemž pro větší vzdálenosti od čela kolimátoru se zhoršuje prostorové rozlišení (rozmazaná mřížka). U konvergentního kolimátoru (jako je SmartZoom s konvergentní středovou částí) se s rostoucí vzdáleností obraz středové části zvětšuje. U kolimátoru Fan Beam (který je konvergentní v transverzálním směru, v axiálním směru je paralelní) se s rostoucí vzdáleností oka mřížky zvětšují jen v transverzálním směru, v axiálním zůstávají stejné. Nejvýraznejší závislost na předmětové vzdálenosti vykazuje kolimátor Pinhole: těsně u čela dostáváme obraz mnohonásobně zvětšený, s rostoucí vzdáleností se zoom zmenšuje a pro vzdálenosti nad cca 20cm je obraz již zmenšený. Z obrázků je dále vidět obecný trend zhoršování rozlišovací schopnosti (a tím i kontrastu v obraze) se vzdáleností od čela kolimátoru.

Scintigrafické obrazy a jejich hodnocení
Celý proces scintigrafické diagnostiky je schématicky znázorněn na obr.4.2.5. Po aplikaci radioindikátoru dochází k jeho distribuci v určitých částech organismu (vychytávání v cílových tkáních a orgánech, nebo průtok radioindikátoru cévami a srdečními dutinami), tuto distribuci pomocí zevní detekce vycházejícího záření g zobrazujeme scintilační kamerou, v počítači vznikají digitální scintigrafické obrazy, které jednak hodnotíme vizuálně, jednak můžeme pomocí křivek matematicky analyzovat vyšetřované procesy a počítat kvantitativní parametry funkce jednotlivých orgánů. Nakonec nastupuje interpretace všech těchto dílčích údajů a výsledků, která spolu s s výsledky dalších metod vyústí ve vyslovení diagnózy v závěrečném protokolu.

Obr.4.2.5. Schématické znázornění celého procesu scintigrafického vyšetření - od aplikace radioindikátoru pacientovi a jeho vychytávání v cílových tkáních a orgánech, přes proces scintigrafického zobrazení gamakamerou, vizuální hodnocení obrazů, matematickou analýzu a kvantifikaci, až po interpretaci a stanovení diagnózy.

Nepříznivé vlivy u scintigrafie a jejich korekce
U scintigrafie se vyskytují některé nepříznivé a rušivé jevy, které mohou zhoršovat kvalitu zobrazení a vést tak v krajním případě dokonce k nesprávné interpretaci scintigrafických vyšetření ve smyslu falešně negativních či falešně pozitivních nálezů. Uvedeme zde šest základních nepříznivých vlivů, které se projevují obecně u každé scintigrafie, tj. u planární scintigrafie i u tomografické scintigrafie SPECT. Další nepříznivé a rušivé jevy, specifické pro SPECT (jako je nestabilita osy rotace či artrefakty vzniklé při rekonstrukci) a PET (náhodné falešné koincidence) budou zmíněny níže v §4.3.

Obr.4.2.8. Vliv registrovaného počtu fotonů na kvalitu obrazu z hlediska statistických fluktuací (šumu)- kvalita snímků se zlepšuje s rostoucím počtem fotonů.
Nahoře: Fotografický portrét exponovaný s různým počtem fotonů světla (počítačové zpracování obrázků provedl Ing.J.Juryšek).
Dole: Gamagrafický obraz fantomu (Jasczak, naplněný radionuklidem ^99mTc) nastřádaný scintilační kamerou s různým počtem fotonů g v obraze.

Chyby a úskalí korekčních metod - korekční artefakty
Je třeba si uvědomit, že žádné korekční metody nejsou "samospasitelné", ale mohou mít svá úskalí. Chyby korekčních metod můžeme rozdělit do dvou kategorií:

Podkorigování, překorigování a korekční artefakty mohou vést k podobnému zhoršení kvality (či dokonce k riziku nesprávné interpretace) scintigrafických studií, jako je tomu u nekorigovaných studií. Zkušenost ukazuje, že pro správnou interpretaci nálezů je třeba pečlivě porovnávat obrazy bez korekce a obrazy s korekcí "cvičeným okem" erudovaného odborníka, který musí vzít v úvahu i konkrétní anatomické a poziční okolnosti u daného pacienta.

Kvalita scintigrafického obrazu - rozpoznatelnost lézí
Výše uvedené nepříznivé vlivy způsobují, že scintigrafický obraz není zdaleka věrný a dokonalý - přes užitečnou informaci se překrývají rušivé statistické fluktuace (šumy), obraz je neostrý a často málo kontrastní. Tato nedokonalá kvalita vede k tomu, že některé subtilnější struktury vyšetřovaného předmětu nejsou na scintigrafickém obrazu viditelné - říkáme, že takové léze nejsou detekovatelné. V diagnostické praxi nukleární medicíny je optimální takový scintigrafický obraz, který kromě objektivně měřitelných fyzikálních parametrů vyhovuje i lidskému subjektivnímu zrakovému vnímání hodnotícího lékaře. Jaké parametry vyšetřovaného objektu a jeho obrazu tedy rozhodují o objektivním zobrazení a co nejlepší rozpoznatelnosti lézí?
Základní zákonitosti vyplývají z vlastností scintigrafického zobrazení a ze statistické analýzy výsledných obrazových dat. V levé části obr.4.2.9 je znázorněno scintigrafické zobrazení jednoduché struktury (léze) kruhového tvaru velikosti (průměru) d a měrné aktivity A, obklopené homogenním prostředím - pozadím - o měrné aktivitě B. Výraznost léze vůči pozadí můžeme charakterizovat jako kontrast objektu C_obj = (A-B)/B (příp. ´100[%]). Scintigrafickým zobrazením vznikne obraz, na němž je léze zobrazena jako struktura A* a pozadí jako konstantní (více či drobně zvlněná) plocha B* (v závislosti na statistických fluktuacích).

Obr.4.2.9. Analýza kontrastu a statistických fluktuací scintigrafického zobrazení lézí (fantomová měření na kameře PhoGamma LFOV).

Srovnáme-li originální objekt s jeho scintigrafickým obrazem, vidíme dva hlavní rozdíly:
¨ 1. Rozmazání a snížení kontrastu
Vlivem nedokonalého prostorového rozlišení se ostré kontury původního objektu A rozostřily a snížil se rozdíl mezi maximem v obraze A* a pozadím B* - kontrast obrazu C_img = (A*_max-B*)/B* je nižší než kontrast objektu C_obj: C_img<C_obj. Za předpokladu léze kruhového tvaru a Gaussovského konvolučního rozmazání (odezvová funkce bodového zdroje PSF kamery má tvar Gaussovy křivky s pološířkou FWHM) je vztah mezi kontrastem předmětu a obrazu dán exponenciálním výrazem:
                    C_img = C_obj . e^-^(FWHM/d)^² ,
kde FWHM je rozlišení kamery a d je velikost (průměr) léze. Pro velké léze (d>4.FWHM) se kontrast zobrazením téměř nezmění (C_img@C_obj). U lézí malých rozměrů, srovnatelných nebo menších než rozlišení FWHM kamery, je však degradace kontrastu velmi výrazná, C_img«C_obj(při typickém rozlišení kamery 10mm se kontrast léze velikosti 1cm sníží téměř 3-krát, u léze 5mm více než 30-krát!).
¨ 2. Statistické fluktuace - šum
Vlivem kvantových stochastických zákonitostí radioaktivního rozpadu, emise a detekce kvant záření g, vykazují všechny části scintigrafického obrazu statistické fluktuace - přes obraz objektu je překryt šum. Jak bylo ukázáno v §2.11 "Statistické fluktuace a chyby měření", je velikost tohoto šumu v každém bodě obrazu dána druhou odmocninou z průměrného nastřádaného počtu impulsů n: s = ±Ö(n). Relativní statistické fluktuace s/n = 1/Ö(n) jsou tím nižší, čím vyšší je počet impulsů nastřádaný v jednotlivých buňkách obrazu. Konstantní pozadí B je tedy zobrazeno jako plocha, jejíž body kolísají zhruba mezi B*±Ö(B*), tj. s_B = ±Ö(B*). Podobně statisticky kolísají hodnoty bodů v obraze A*. Pokud jsou tyto fluktuace příliš vysoké, srovnatelné s průměrnými hodnotami rozdílu mezi A* a B*, mohou se v nich tyto rozdíly snadno "ztratit" a příslušná struktura nebude na obraze patrná. Rušivé statistické fluktuace jsou tak principiálním limitujícím faktorem rozpoznatelnosti *) malých a ne příliš kontrastních lézí na scintigrafickém obrazu.
*) Nebýt statistických fluktuací, bylo by možno umělým zvýšením strmosti (kontrastu) zobrazení scintigrafického obrazu na displeji dosáhnout zviditelnění i malých a málo kontrastních lézí. A navíc by bylo možno vhodnou dekonvoluční filtrací (s použitím inverzní modulační přenosové funkce MTF) provést korekci na rozlišení kamery, resolution recovery - počítačové "zaostření" obrazu - a na obraze zrekonstruovat všechny detaily ze zobrazovaného objektu (viz "Filtry a filtrace", část "Pásmové fokusační filtry"). Statistické fluktuace nás v praxi většiny těchto možností bohužel zbavují...
Ze statistické analýzy obrazových dat plyne, že rozpoznat (a statisticky prokázat) můžeme v obraze jen takovou strukturu (lézi), jejíž kontrast C_img splňuje podmínku
                    C_img > 4/Ö(B*) .
Je to podmínka statistické významnosti rozdílu A*-B* informace v obraze léze vůči okolnímu fluktuujícímu pozadí B*.
Signál - šum
V analogii s analýzou elektrických signálů ve slaboproudé elektronice se i pro kvantitativní popis vlastností obrazů zavádějí pojmy:
Signál S
je rozdíl v intenzitě obrazu (jeho "jasu", počtu nastřádaných impulsů) mezi vyšetřovanou strukturou (lézí) a okolím. V našem případě je dán rozdílem: S = A*_max-B*.
Šum N (Noise)
představují rušivé statistické fluktuace v obraze. Pro náš případ jsou důležité fluktuace pozadí, takže šum je dán druhou odmocninou z průměrného nastřádaného počtu impulsů v obraze pozadí: N = s_B = Ö(B*).
Podobně jako kvalita signálu v elektronice, je kvalita obrazu dána parametrem:
Poměr signál-šum SNR (Signal-Noise Ratio) SNR = S/N = S/Ö(B*).
Shora uvedenou statistickou podmínku detekovatelnosti léze lze pak vyjádřit takto: Lézi v obraze je možno vidět jen tehdy, když poměr jejího signálu k šumu je SNR > 4.
Vezmeme-li v úvahu vliv rozlišení i statistických fluktuací, spojením shora uvedených vztahů můžeme základní podmínku rozpoznatelnosti léze zformulovat takto:
                    C_obj > 4 . e^(FWHM/d)^² /Ö(B*) .
Na obraze bude viditelná pouze taková léze, která bude mít dostatečný kontrast C_obj(v akumulaci radioaktivity), geometrickou velikost d dostatečně velkou ve srovnání s rozlišením kamery FWHM a počet nastřádaných impulsů bude dostatečně velký, aby relativní statistické fluktuace nebyly příliš vysoké. Zobrazení léze je tím lepší, čím je tato léze větší, kontrastnější a čím větší bude hustota nastřádaných impulsů v obraze. A čím menší je velikost a kontrast léze, tím vyšší potřebujeme nastřádat počet (hustotu) impulsů v obraze pro její úspěšné zobrazení. Pro zobrazení těchto malých a ne příliš kontrastních lézí má též rozhodující význam co nejlepší rozlišovací schopnost kamery, aby nedocházelo k enormní degradaci kontrastu léze při zobrazení.
Pozitivní a negativní léze
Jedním z rozdílů mezi "studenými" (negativními) a "horkými" (pozitivními) lézemi spočívá v tom, že dobře akumulující horké léze mohou mít vysoký kontrast C_obj i mnoho set procent, zatímco u studených lézí může kontrast dosahovat maximálně 100%. Proto pozorujeme dobře zobrazené i drobné (avšak kontrastně akumulující) horké léze, jako jsou zánětlivá či nádorová ložiska u klasické scintigrafie skeletu nebo u ¹⁸FDG PET. Drobnější studené léze bývají obtížně pozorovatelné, zvláště když jsou hlouběji uložené (třebas uvniř jater nebo plic).
Hluboko uložené léze
Fantomová měření v levé části obr.4.2.9 (podobně jako měření výše na obr.4.2.7) byla provedena bez rozptylujícího prostředí (ve vzduchu) a v blízkosti čela kolimátoru kamery. Simulují idealizovanou situaci povrchových lézí.
Jestliže je léze uložena ve větší hloubce v tkáni, uplatňují se další čtyři nepříznivé faktory, snižující ještě více kontrast zobrazení a zhoršující detekovatelnost léze:
v Větší vzdálenost od čela kolimátoru vede k horší rozlišovací schopnosti (vyššímu FWHM), což podle výše uvedené exponenciální závislosti snižuje kontrast C_img v obraze.
v Absorce záření g z léze při průchodu tkání (atenuace) snižuje počet užitečných impulsů detekovaných v obraze léze.
v K záření g z léze se může přičítat záření z ostatních vrstev tkáně. Snižuje se tím již primárně kontrast objektu C_obj v příslušné planární projekci a tím i kontrast v obraze. Tento efekt je do značné míry eliminován u tomografického zobrazení SPECT a PET (viz níže §4.3 "Tomografická scintigrafie").
v Část záření gama se Comptonovsky rozptyluje v materiálu tkáně. Část tohoto rozptýleného záření je detekována a rovněž snižuje kontrast zobrazení léze (jak bylo ukázáno výše na obr.4.2.8).
  V pravé části obr.4.2.9 je fantomová ukázka zobrazení pozitivních a negativních lézí, uložených na povrchu a v různých hloubkách v tkáni (simulované vodou s rozpuštěnou aktivitou ^99mTc). U hluboko uložených lézí se jejich zobrazení pronikavě zhoršuje, zvláště v případě negativních ("studených") lézí.
Jak lze zlepšit kvalitu obrazu a detekovatelnost lézí?
O rozpoznatelnosti malých struktur (lézí) při scintigrafickém zobrazení rozhodují v praxi především následující faktory:
× Geometrická velikost léze;
× Akumulace radioindikátoru v lézi oproti okolní tkáni ® kontrast léze;
× Hloubka uložení léze ® zeslabení záření, interference se zářením z ostatních vrstev;
× Prostorová rozlišovací schopnost scintigrafického systému - kontrast v obraze;
× Detekční účinnost (citlivost) + doba akvizice ® počet nastřádaných impulsů ® statistické fluktuace.
Velikost a lokalizace léze je dána anatomickou situací u pacienta, rozlišení a citlivost kamery jsou v zásadě určeny její konstrukcí, můžeme je však částečně ovlivnit vhodnou volbou kolimátoru. Jsou pak v zásadě čtyři možnosti, jak můžeme zlepšit kvalitu obrazu a zachytitelnost lézí :
l Zvýšit primární kontrast léze
Toho lze v některých případech dosáhnout volbou vhodného radioindikátoru, který se pokud možno selektivně vychytává v diagnostikované lézi.
l Zvýšit aplikovanou aktivitu
radioindikátoru, čímž zvýšíme detekovaný počet impulsů a snížíme relativní statistické fluktuace. To ovšem naráží na problém zvýšené radiační zátěže pacienta a při vysokých aktivitách též na mrtvou dobu detekčního zařízení.
l Prodloužit čas akvizice
obrazu, čímž se úměrně zvýší počet nastřádaných impulsů v pixelech obrazu a sníží se relativní statistický šum. Příliš dlouhý akviziční čas však přináší problémy s pohybem pacienta, který nevydrží tak dlouho nehybně ležet pod detektorem kamery. U dynamické scintigrafie toto řešení většinou není použitelné vůbec, neboť doba akvizice jednotlivých snímků je určena časovou dynamikou vyšetřovaného procesu.
l Provést vhodnou počítačovou filtraci obrazu,
která může zlepšit jeho kvalitu a napomoci rozpoznání drobnějších defektů - je podrobněji rozebíráno v pojednání "Filtry a filtrace scintigrafických obrazů". Je to především optimalizované vyhlazení statistických fluktuací (Low-pass filtry - vyhlazovací) a umělé zlepšení rozlišení - resolution recovery ("Pásmové filtry - fokusační").
Obecně platí, že léze v tkáni je zobrazena tím snadněji, čím je větší, kontrastnější a uložena v menší hloubce pod povrchem těla.
Kvantifikace pozitivních lézí na gamagrafických obrazech - SUV
Jednou z nejčastějších úloh radionuklidové gamagrafie je zobrazit akumulaci vhodného radioindikátoru v lézích (především nádorového charakteru) - a to nejen rozpoznat ložisko na obraze, ale stanovit i kvantitativní míru akumulace radioindikátoru v zobrazené tkáni. Jednoduchým relativním kritériem významnosti zobrazené léze je shora diskutovaný kontrast obrazu C_img = (A*_max-B*)/B* mezi aktivitou (nastřádaným počtem impulsů) v obrazu léze A* a okolním pozadím B*. Pro posuzování závažnosti tumorů u různých pacientů, jakož i při sledování časového vývoje velikosti a metabolické aktivity tumorů u daného pacienta (nejčastěji se jedná o sledování biologické odezvy nádorové tkáně na terapii), je třeba hodnotit a vzájemně porovnávat míru akumulace příslušného radiofarmaka na obrazech z různých nezávislých scintigrafických studií. Pro absolutní (semi)kvantitativní vyjádření selektivního vychytávání radioindikátoru v tumoru, ve srovnání s průměrnou distribucí v ostatním těle, se často používá tzv. standardizovaná hodnota akumulace SUV (Standardized Uptake Value). Vyjadřuje poměr lokální akumulované koncentrace radioindikátoru v lézi k průměrné koncentraci v celém těle (tj. k aplikované aktivitě normované na hmotnost pacienta):
                     SUV = C/(A_inj/M) .
Zde C [kBq/cm³] je tkáňová koncentrace radioaktivity (objemová aktivita) v lézi, A_inj [MBq] je aplikovaná aktivita, M [kg] je hmotnost (váha) pacienta. Hodnoty objemové aktivity léze C a aplikované aktivity A_inj je nutno korigovat ke stejnému času (zvláště při použití krátkodobých radionuklidů jako je 99m-Tc či 18-F). Koncentraci C radioaktivity v lézi stanovíme z gamagrafického obrazu s použitím příslušných přepočítávacích a korekčních faktorů:
                     C= h^-1.(A*-B*).RC^-1.V_tum^-1,
kde h [imp. s^-1 MBq^-1] je detekční účinnost (citlivost) kamery, RC je tzv. recovery koeficient korekce na "partial volum effect" (zmíněný výše v části "Nepříznivé vlivy u scintigrafie", psáž "Efekt částečného objemu"), V_tum [cm³] je objem léze. Pokud tedy naměříme v nějakém místě obrazu hodnotu SUV=1, je zde objemová aktivita stejná jako průměrná aktivita v celém těle - znamená to, že se zde radioindikátor nevychytává. Čím vyšší hodnotu SUV>1 dostaneme, tím selektivněji se daný radioindikátor v daném místě akumuluje, tím vyšší je metabolická aktivita příslušné tkáně.
Používá se buď SUV_max počítané z hodnoty A*_maxnejintenzívnějšího pixelu v obrazu léze, nebo SUV_mean (SUV_50%) stanovované z průměrné hodnoty v pixelech uvnitř zájmové oblasti (ROI) léze, někdy i SUV_70% a pod. Pokud je mimo vyšetřovanou lézi jinak přibližně homogenní distribuce radioindikátoru, je SUV_max přibližně rovno hodnotě kontrastu C_img a i ostatní hodnoty SUV₅₀ či SUV₇₀ lze stanovovat jednoduše jako poměr počtu impulsů v tumoru (resp. jeho vymezené části - ROI) a v tkáňovém pozadí ("tumour to background ratio"). Je však žádoucí provést korekci na partial volume effect pomocí recovery koeficientů RC (jak bylo výše zmíněno).
Analýza SUV se provádí především na PET obrazech ¹⁸FDG a dalších radiofarmak s tumorovou akumulací - viz též §3.6, část "Diagnostika nádorových onemocnění". Pro středně akumulující tumorové léze se hodnoty SUV pohybují v rozmezí zhruba 2¸5, pro dobře a selektivně akumulující ložiska pak může být i SUV>10.
Pozn.: Kvantifikace SUV se u planární a SPECT scintigrafie provádí jen zcela vyjímečně. SUV je doménou především nádorové PET scintigrafie (viz níže §4.3, část "Pozitronová emisní tomografie PET"), kde se používá především pro kvantifikaci akumulace ¹⁸F-FDG. Zde problematiku SUV rozebíráme z obecného hlediska, v souvislosti se společnými vlastnostmi scintigrafických obrazů a informacemi v nich obsažených.
Nevýhody a úskalí kvantifikace SUV
Stanovení SUV může být užitečným nástrojem pro posuzování závažnosti (metabolické aktivity, možné agresivity) nádorů a účinnosti biologické odezvy na jejich terapii. Je však nutno mít na paměti i některá úskalí, spočívající v závislosti získaných hodnot SUV na řadě okolností a parametrů:
¨ Především je to přesná skutečná hodnota aktivity, ve vztahu ke kalibraci měřiče aplikované aktivity a citlivosti (detekční účinnosti) gamakamery. Závisí i na čase mezi aplikací a vyšetřením, který radioaktivním rozpadem a farmakokinetikou výrazně ovlivňuje množství radioindikátoru akumulované v jednotlivých tkáních, včetně vyšetřovaných lézí. Korekce na tento čas může být obtížná, protože různé typy tkání a nádorů akumulují radioindikátor s různou rychlostí. Jedinou možností, jak minimalizovat tento časový faktor, je dodržovat stejný časový interval mezi aplikací a scintigrafií. Je třeba též odečítat hodnoty aktivity zbylé ve stříkačce či hadičce při aplikaci.
¨ Hydratace a hladiny metabolických látek (např. cukrů) v krvi pacienta, funkční stav ledvin, jater a dalších orgánů.
¨ Dále je to závislost na hmotnosti a tělesné konstituci pacienta. U pacientů s vyšším podílem tuku, který velmi málo akumuluje používaná radiofarmaka, dochází k nadhodnocení naměřených hodnot SUV. To může být problémem při srovnávání různých pacientů mezi sebou, nebo pokud u daného pacienta dojde ke změně hmotnosti mezi jednotlivými vyšetřeními. Korekci SUV na hmotnost pacienta lze přibližně provést pomocí normalizace na standardní vztažné hodnoty váhy pacienta 70kg a povrchu těla S=1,75m², s použitím empirického vztahu mezi váhou M, výškou H, povrchem těla S a podílem tukové tkáně: SUV_M-corr = C/(A_inj).43,8.M^0,425.H^0,725.0,0072. Vlivem této korekce je změřená hodnota SUV_M-corr v zobrazených lézích u hmotnějších pacientů nižší než nekorigovaná hodnota SUV, u subtilnějších pacientů je naopak nižší.
¨ Vyznačování zájmových oblastí (ROI) vyšetřovaných lézí na scintigrafickém obraze je individuálně závislé a není příliš reprodukovatelné. Hodnoty SUV (především SUV_mean) jsou přitom velmi citlivé i na malé rozdíly ve velikosti a pozici vyznačených ROI.
¨ Absorpce záření gama v tkáni, způsobující zeslabení - atenuaci - signálu z hlouběji uložených lézí (viz část "Nepříznivé vlivy u scintigrafie a jejich korekce"). Korekce na atenuaci není vždy přesná a spolehlivá.
¨ Počítačové úpravy obrazů - různé druhy filtrů, metody a algoritmy rekonstrukce u tomografických obrazů, mohou výrazně (a nelineárně) ovlivnit nastřádaný počet impulsů v hodnocené lézi a tkáňovém pozadí. Vede to k velkým arteficikálním rozdílům ve změřených hodnotách SUV.
¨ Efekt částečného objemu (Partial Volume Effect - popsaný výše v pasáži "Objemové a aktivitní zkreslení") způsobuje zkreslení zobrazovaných lézí co do aktivity i velikosti. Ke korekci na tento efekt se používají RC koeficienty, jejichž stanovení je obtížné (získávají se pomocí fantomových měření) a jejich hodnoty závisejí na zobrazovacích vlastnostech konkrétní kamery. Pro jejich použití je též třeba znát průměr zobrazované léze.
Vzhledem k těmto úskalím při stanovení konkrétní přesné hodnoty SUV je tento parametr validní jen při srovnávacích studiích větších souborů pacientů, kde se individuální odchylky a nepřesnosti randomizují. Při porovnávání změn scintigrafických obrazů u konkrétního pacienta je hodnotu SUV (kterou v praxi nelze stanovit s lepší přesností než 30%) potřeba "brát s rezervou"!.
Skeptická poznámka autora k SUV :
Význam "přesné" absolutní kvantifikace SUV s použitím všech sofistikovaných korekčních metod se někdy přeceňuje. Pro získání vlastní zkušenosti si dovoluji doporučit kolegům následující pokus: Zkuste u několika pacientů porovnat hodnoty SUV stanovené shora uvedeným složitým postupem s hodnotami získanými z prostého poměru počtu impulsů z ROI v obraze vyšetřované léze a počtu impulsů v ROI vhodné referenční zdravé tkáně. Relativní výsledky budou velmi podobné, přinejmenším z hlediska posouzení závažnosti metabolické aktivity tumoru a biologické odezvy na terapii..?.. - uvítám Vaše zkušenosti...
Relativní SUV
Uvedená úskali přesného stanovení SUV ukazují, že v paxi většinou nelze dodržet identické podmínky při opakované scintigrafii pacienta před a po aplikaci terapie. Proto se (v souvislosti s výše uvedenou poznámkou) zavádí relativní SUV_rel, jakožto poměr SUV_rel = SUV_tumor/SUV_{referenční tkáň}, kde se všechny problematické hodnoty aplikované aktivity, detekční účinnosti, partial volum efektu, hmotnosti pacienta, času aplikace, vykrátí. Dostaneme tak v podstatě hodnotu poměru tumor/background ratio vyjadřující relativní míru vychytávání radioindikátoru v analyzované lézi ve srovnání s tkáňovým pozadím. Ze scintigrafického obrazu se SUV_rel dostane velmi jednoduše porovnáním počtu impulsů z ROI léze a ROI reprezentativního tkáňového pozadí (jako referenční tkáň se bere např. ROI jater či aorty; při opakovaném vyhodnocení téhož pacienta je nutno dodržet identické ROI).

Technické poruchy scintilačních kamer
U tak složitého elektronického zařízení, jakým je scintilační kamera, je řada možností vzniku lehčích i závažnějších technických poruch. Zmíníme zde jen některé poruchy specifické pro gamakamery. Z hlediska jejich lokalizace je můžeme rozdělit na dvě skupiny :
1.Poruchy elektrických napájecích zdrojů a mechanických pohybů kamery
Elektrické napájecí zdroje u kamer jsou dlouhodobě zatěžovány často značnými výkony, zahřívají se, chladicí ventilátory se "zadřou", ....
Současné gamakamery ve své elektro-mechanické části obsahují řadu čidel, regulačních a kontrolních obvodů, což je jistě správné z hlediska zdárného a bezpečného fungování přístroje. Někdy je to však příliš "překombinované", takže i bezvýznamná odchylka může vést k zablokování mechanických pohybů a tím i praktické použitelnosti kamery, s nutností servisního zásahu.
2.Poruchy zobrazovacích vlastnosti v zorném poli kamery
Prakticky všechny tyto poruchy můžeme zřetelně vidět na obrazu homogenní distribuce záření gama (ať již se jedná o plošný homogenní zdroj, nebo ozáření krystalu bez kolimátoru bodovým zdrojem z dostatečné vzdálenosti - viz "Fantomy a fantomová měření", pasáž "Testování a kalibrace homogenity zobrazení kamery") :

Při správné funkci by obraz homogenní distribuce radioaktivity měl být rovněž homogenní (obrázek a), s jedinými přípustnými odchylkami pocházejícími ze statictických fluktuací nastřádaného počtu impulsů v důsledku kvantově-stochastických dějů při emisi fotonů gama.
Lokální kruhový výpadek (většinou ostře ohraničený, často s patrným lemem) v zorném poli je důsledkem přerušené detekce scintilací z určitého místa krystalu kamery. Příčinou může být buď porucha příslušného fotonásobiče, nebo jeho předzesilovače či nějakého dalšího obvodu, kterým procházejí detekované impulsy. Na obrázku b je porucha jednoho periferního fotonásobiče. Oprava předzesilovače nepředstavuje větší problém. Výměna vadného fotonásobiče je však technicky velmi náročná. Po elektrickém odpojení je třeba fotonásobič opatrně "odloupnout" od sikonové vazeliny (zajišťující optický kontakt se světlovodičem scintilačního krystalu), dokolale očistit příslušné místo a přitmelit speciálně selektovaný fotonásobič s vlastnostmi stejnými jako ostatní fotonásobiče. Tato práce zabere zkušenému elektronikovi celý den, včetně následných adjustací a výsledných kalibrací detektoru kamery.
Řada drobných nehomogenit na obrázku b, odpovídajících pozicím fotonásobičů, nemusí znamenat poruchu, ale je většinou způsobena špatným seřízením - "rozladěním" - poloh fotopíků z jednotlivých fotonásobičů. Po správném seřízení - "naladění" (tuning) a vytvoření nové korekční matice homogenity, zpravidla obdržíme homogenní zorné pole.
Nejzávažnější poruchou scintilační kamery je prasklý krystal. Na obrazu zorného pole se jeví jako výrazná nepravidelná (klikatá či rozvětvená) čára výpadku impulsů, s pozitivním lemem (obr. d). K této fatální poruše může dojít v zásadě dvěma způsoby:
×Mechanickým tlakem či nárazem na velmi křehký krystal. Stačí, aby na krystal bez kolimátoru upadl třebas šroubovák, držák fantomu nebo jiný předmět těžší než několik gramů. Při výměně kolimátorů může k prasknutí krystalu dojít tehdy, když na nasazovaném kolimátoru je nějaký cizí předmět, stačí třebas tužka..!..
×Tepelným pnutím při nerovnoměrné nebo rychlé změně teploty krystalu. Větší teplotní gradienty vlivem tepelné roztažnosti mohou v krystalu vyvolat značná mechanická pnutí, která mohou vyústit až v prasknutí. Zvlášt teplotně citlivý je krystal při sundaném kolimátoru. Za této situace se dokonce nedoporučuje otvírat v místnosti okna ani spouštět klimatizaci.
Prasklý krystal je neopravitelnou poruchou scintilační kamery. Je nutno vyměnit celý detektor (krystal + fotonásobiče + předzesilovače) za nový detektor, zkompletovaný ve výrobním závodu. Jedná se o nákladnou záležitost, cca 2 miliony korun!

Nové a alternativní fyzikální a technické principy scintilačních kamer
Prakticky jediným druhem scintilačních kamer používaných dosud v nukleární medicíně jsou kamery Angerova typu popsané výše (samozřejmě s výjimkou kamer PET popsaných níže v §4.3 o tomografické scintigrafii). Přes jednoznačnou úspěšnost používání těchto kamer v nukleární medicíně byly o samého počátku známé též dvě základní nevýhody tohoto řešení. První spočívá v nutnosti použití olověného kolimátoru, kterým projde pouze záření g v přesně vymezeném směru, avšak naprostá většina dopadajících fotonů se zachytí v přepážkách mezi otvory Ţ nízká detekční účinnost (citlivost) kamery. Druhá nevýhoda pramení z omezené přesnosti, s jakou je systém fotonásobičů a elektronických obvodů schopen lokalizovat polohu scintilačního záblesku ve velkoplošném scintilačním krystalu Ţ nedokonalá prostorová rozlišovací schopnost.
Proto již od 70.let byly navrhovány a experimentálně zkoušeny alternativní fyzikálně-technická řešení scintilačních kamer, odstraňující první nebo druhou nevýhodu, popř. obě současně. Tato alternativní řešení nepřesáhla dosud rámec laboratorních pokusů, avšak s rozvojem technologií v oblasti mikroelektroniky a nových materiálů je reálná naděje v blízké budoucnosti dotáhnout některé z těchto konstrukcí do prakticky použitelné formy, či dokonce na nahrazení stávajících scintilačních kamer ve vzdálenější budoucnosti.

Drátové kamery
Drátové kamery jsou založeny na jednoduchém principu polohově citlivé mnohodrátové ionizační komory, která byla vyvinuta pro sledování a zobrazení stop částic, vznikajících při interakcích na urychlovačích (viz §2.3, část "Driftové ionizační komory"). Vlastní detektor je tvořen větším počtem (i několika stovek) tenkých drátků - elektrod, natažených v plynové náplni ve dvou vrstvách ve vzájemnmě kolmém směru - určují souřadnice X,Y. Při vniknutí fotonu záření g dojde k ionizaci v příslušném místě. Oblak elektronů z tohoto místa driftuje k nejbližším elektrodám, na nichž tím vzniká elektrický signál. Průsečíky elektrod, které takto obdržely signál, udávají místo interakce detekovaného fotonu. Ionizační oblak elektronů může dorazit i k několika blízkým elektrodám; vyhodnocovací elektronika pak stanovuje souřadnice pomocí vážených průměrů signálů z různých elektrod. Místo dopadu a interakce fotonu tak lze určit s přesností cca 0,1mm. Kamery tohoto typu jsou vhodné především pro zobrazení nízkoenergetickým zářením g.

Polovodičové multidetektorové gamakamery
Jedním ze základních faktorů omezujících vnitřní rozlišení Angerovy scintilační kamery je neurčitost, s jakou je systém fotonásobičů a následných elektronických obvodů schopen lokalizovat polohu scintilačního záblesku ve velkoplošném scintilačním krystalu. Vnitřní rozlišení Angerovy kamery se proto v praxi nedaří snížit pod cca 3mm.
Koncepce multidetektorové kamery spočívá v tom, že místo jednoho velkoplošného scintilačného detektoru opatřeného množstvím fotonásobičů se použije mnoho samostatných miniaturních detektorů - pixelových polovodičových detektorů (viz §2.5 "Polovodičové detektory"), umístěných v matrici těsně vedle sebe. Záření gama se zde převádí přímo na elektrické signály, aniž by byly nutné scintilátory a fotonásobiče. Signál z každého tohoto detektoru se zpracovává nezávisle (v multiplexním režimu), přičemž polohové souřadnice (x,y) jsou určeny prostě polohou (i,j) daného mini-detektoru v detekční matici a vedou se přímo do obrazové matice v počítači (pixel to pixel) - obr.4.2.10 :

Obr.4.2.10. Princip multidetektorové polovodičové kamery.
Vlevo, uprostřed: Krystal multidetektorové kamery je tvořen velkým množstvím pravidelně uspořádaných miniaturních polovodičových pixelových detektorů. Vpravo: Speciální oblouková konfigurace polovodičových CZT detektorů a multi-pinhole kolimátorů pro SPECT myokardu.

Detekce fotonů se provádí v jednotlivých pixelech nezávisle, takže vnitřní prostorové rozlišení je dáno velikostí (roztečí) pixelů - detektorů (na rozdíl od Angerovy kamery, kde se souřadnice scintilací stanovují triangulačně podle odezvy různých fotonásobičů). Pokud je vytvořena dostatečně hustá mřížka pixelových detektorů, můžeme dosáhnout velmi dobrého vnitřního prostorového rozlišení (i pod 1mm); celkové rozlišení pak závisí na použitém kolimátoru. Optimalizované kolimátory pro multipixelové polovodičové kamery by měly mít čtvercové otvory velikosti pixelových detektorů (minus tloušťka přepážek), které by se všude v zorném poli svými otvory geometricky kryly s detekčními pixely.
Tento typ kamer se zatím vyráběl jen s malým zorným polem kolem cca 5x5cm, pro ojedinělé použití pro scintigrafii malých objektů (drobných laboratorních zvířat), nyní se začíná vyrábět ve standardní velikosti klasických kamer. Do této kategorie patří i elektronické zobrazovací detektory pro X-záření, tzv. flat-panely (popsané v §3.2, část "Elektronické zobrazení X-záření", flat panely s "přímou konverzí", kterým patrně patří budoucnost...). Postupně se začínají používat i planární a SPECT kamery standardních rozměrů s polovodičovými detektory.
Pro tuto polovodičovou gamagrafii (planární a SPECT "scintigrafii") se osvědčily polovodičové CZT (Cadmium-Zinc-Tellur) detektory. Telurid kadmia a zinku CZT je polovodičový detektor pracující při pokojové teplotě, který s vysokou účinností převádí gama a X záření přímo na elektrické impulsy (fyzikální aspekty viz. §2.5 "Polovodičové detektory", pasáž "Kadmium-Zinek-Teluridové (CZT) detektory"). Porovnání průměrných základních parametrů standardní Angerovy kamery (se scintilačním krystalem NaI(Tl) a fotonásobiči) a polovodičové kamery s CZT detektory (velikosti 2,5mm) je v následující tabulce :

Polovodičové CZT kamery tedy, ve srovnání s klasickými Angerovými kamerami, mají lepší prostorové rozlišení i energetické rozlišení, poněkud vyšší deteční účinnost (citlivost) a kratší mrtvou dobu detekce.
Perspektivní je též použití CZT detektorů pro pozitronovou emisní tomografii PET, místo scintibloků BGO/LSO s fotonásobiči (viz níže "Pozitronová emisní tografie PET", obr.4.3.5). Vedle lepší detekční účinnosti a prostorového rozlišení se může dosáhnout i poněkud kratší koincidenční doba (pro lepší TOF). Zatím se experimentálně zkouší na menších modelech PET. Výhodou polovodičových detektorů je též jejich nezávislost na magnetickém poli, což umožňuje použití v hybridních systémech PET/MR.
V nukleární kardiologii se pro SPECT myokardu začínají používat stacionární polovodičové CZT (Cadmium-Zinc-Tellurid) kamery se speciálním "kardiofokálním" uspořádáním detektorů (obr.4.4.10 vpravo). Detektory jsou v gantry kamery umístěny po oblouku pokrývajícím úhel cca 90-180°. Detektory jsou opatřeny kolimátory "multi-pinhole" směrovanými kardiofokálně do středu gantry. Na rozdíl od klasického rotačního SPECT (popsaného níže "Tomografická scintigrafie SPECT") zde střádání dat probíhá stacionárně, detektory a kolimátory jsou v pevné poloze vzhledem k tělu pacienta, všechny projekce SPECT jsou získávány současně. Dosahuje se tím vyšší detekční účinnosti a rychlejšího zpracování. Jedná se však o jednoúčelový přístroj pro SPECT myokardu v kardiologii.
Vyvíjejí se dokonalejší univerzální stacionární polovodičové SPECT kamery - viz. níže "Stacionární multidetektorové kamery SPECT" .

Comptonovy kamery
V odstavci o nepříznivých vlivech u scintigrafie jsme Comptonův rozptyl záření g v tkáni zařadili mezi nepříznivé jevy, zhoršující kvalitu scintigrafických obrazů. Při vhodné mechanické konfiguraci a elektronickém propojení dvou nebo více detektorů však Comptonova rozptylu záření g v samotném detekčním systému může být využito pro "elektronickou kolimaci" a zobrazení pole záření g bez použití mechanických kolimátorů (využití Comptonova rozptylu pro gama-zobrazení poprve navrhli Everett, Fleming, Todd a Nightengale v r.1977). Princip činnosti takové tzv. Comptonovy kamery je schématicky znázorněn na následujícím obrázku 4.2.11 :

Obr.4.2.11. Schématické znázornění principu elektronické kolimace využívající energeticky-úhlové rekonstrukce dráhy primárních (g) a Comptonovsky rozptýlených (g') fotonů záření gama.

Vlastní kamera je tvořena dvěma (popř. i několika) za sebou následujícími detektory poskytujícími polohovou a energetickou informaci o detekovaném kvantu g :
V prvním tenkém detektoru 1 (nahrazujícím klasický olověný kolimátor) dochází ke Comptonovu rozptylu fotonů přicházejícího záření g (o různé úhly J), které pak pokračují ve svém pohybu k druhému masívnějšímu detektoru 2, kde jsou plně absorbovány.
V koincidenčním režimu jsou detekovány polohové souřadnice dopadu primárního fotonu g (x₁,y₁) a energie E₁ předaná elektronu při Comptonově rozptylu v prvním detektoru, a zároveň polohové souřadnice dopadu (x₂,y₂) a energie E₂ Comptonovsky rozptýleného fotonu g' pohlceného v druhém detektoru. Na základě geometrického porovnání poloh (x₁,y₁) primárního a (x₂,y₂) rozptýleného fotonu gama se stanoví úhel J comptonova rozptylu. Tento úhel J se pak dává do vztahu s energií E₁ Comptonova rozptylu a energií E₂ rozptýleného záření g', což umožňuje (podle vztahu pro úhlově-energetické rozdělení Comptonovsky rozptýleného záření E_g_' = E_g/[1 + (E_g/m_oec²).(1 - cos J)] , uvedeného v §1.3) kinematicky rekonstruovat dráhu fotonu a stanovit tak incidenční úhel j, pod nímž primární foton g přilétl k prvnímu detektoru kamery ze svého zdroje. Fotopíkové měření E_g = E₁+E₂ pak umožňuje eliminovat ty nežádoucí fotony, které byly Comptonovsky rozptýleny ještě před příchodem do prvního detektoru, podobně jako u Angerovy kamery.
Vzniká tak incidenční kužel s vrcholem v místě (x₁,y₁) a vrcholovým úhlem J, na jehož plášti leží možné trajektorie přicházejícího fotonu. Množina těchto plášťů incidenčních kuželů od jednotlivých detekovaných fotonů může být pak použita k počítačové rekonstrukci výsledného scintigrafického obrazu distribuce radioaktivity ve snímaném objektu: v matici rekonstruovaaného obrazu se sumačně "osazují" pixely odpovídající průniku jednotlivých kuželoseček (elipsy, kružnice), vznikajících projekcí incidenčních kuželů do roviny (na obr.4.2.11 vpravo je ukázka rekonstrukce obrazu bodového zdroje, vznikajícího jako průnik eliptických projekcí incidenčních kuželů fotonů vycházejících z tohoto zdroje).
V rozptylovém detektoru 1 se používá multidetektorového systému polovodičových detektorů Si, CdTe či GaAs tloušťky cca 5mm, je zde požadován vysoký účinný průřez pro Comptonův rozptyl. Absorbční detektor 2 může být Angerova soustava krystalu NaI(Tl) nebo BGO či LSO s fotonásobiči a elektronikou vyhodnocující polohu záblesků. V poslední době se však i v tomto druhém detektoru Angerova kamera nahrazuje polovodičovým multikrystalovým detektorem. Kromě prostorového a energetického rozlišení jsou pro dobrou činnost Comptonovy kamery kladeny vysoké nároky i na časové rozlišení koincidence (podobně jako u detektorů PET - viz §4.3).
Ve srovnání s mechanickými kolimátory může elektronická kolimace vést k podstatnému zlepšení detekční účinnosti (citlivosti), neboť se využívají fotony g z podstatně většího prostorového úhlu (elektronická kolimace, avšak jiného druhu, má velký význam u pozitronové emisní tomografie, viz níže PET).
Kromě laboratorních experimentů zatím Comptonovy kamery nebyly realizovány, zůstanou asi jen fyzikálně-technickou zajímavostí....

Gamakamery pro vysoké energie
Potřeba zobrazit distribuci záření g vysokých energií vyvstává především ve dvou oblastech :
× 1. Gamagrafické zobrazení distribuce radioaktivních látek, vysílajících tvrdé záření gama (jejich rozložení ve vzorcích, tkáních a orgánech), popř. zobrazení distribuce atomových jader excitovaných vnějším ozářením, které při deexcitaci emitují vysokoenergetické záření g (jako je metoda NSECT - viz níže "Neutrony stimulovaná emisní počítačová tomografie"). To je však poměrně okrajová záležitost...
× 2. Gama-teleskopické zobrazení zdrojů záření gama ve vesmíru - supernov, neutronových hvězd, akrečních disků u černých děr (viz např. "Astrofyzikální význam černých děr" v knize Gravitace, černé díry a fyzika prostoročasu) a dalších bouřlivých astrofyzikálních procesů; o záření g z vesmíru viz též §1.6 "Kosmické záření", část "Kosmické X a gama záření".
Zobrazování pomocí záření gama vysokých energií - stovky keV až desítky MeV - je značně obtížnější než u měkkého g-záření (60-500keV). Pro takové energie mají kolimátory, vzhledem ke značnému prozařování septy mezi otvory, špatné prostorové rozlišení i světelnost a používané scintilační krystaly standardních gamakamer jsou příliš tenké pro dosažení rozumné detekční účinnosti. Vhodným řešením je zde shora zmíněný princip Comptonovy kamery, v modifikaci optimalizované pro vysoké energie. Jednodušší typ Comptonova teleskopu, používaného na kosmických stanicích k detekci g-záření z vesmírných zdrojů, je tvořen větší ionizační komorou (driftovou drátovou nebo projekční), v níž se měří energie rozptýleného g-záření a odražených elektronů a směr rozptýleného záření nebo odražených elektronů.

Obr.4.2.12. Některé principy gamakamer pro vysoké enrergie.
Vlevo: Kombinovaná Comptonova-Angerova gamakamera pro vysoké energie. Vpravo: 3-Comptonovský gama-teleskop s mnoha detekčními vrstvami.

Na obr.4.2.12 vlevo je schématicky znázorněn princip činnosti kombinované Comptonovy-Angerovy gamakamery pro vysoké energie. Citlivý deteční objem kamery je tvořen ionizační driftovou časově-projekční komorou (TPC - Time Projection Chamber) s plynovou náplní (o ionizačních detektorech viz §2.3 "Ionizační komory"). Když do tohoto pracovního prostoru vletí vysokoenergetický foton g, dochází především ke Comptonovu rozptylu v plynové náplni, pro vyšší energie pak i k tvorbě elektron-pozitronových párů, s následnou anihilací pozitronu s elektronem za vyzáření protisměrné dvojice fotonů gama o energiích 511keV. Dráha odražených nebo párových elektronů je snímána na základě ionizačních elektronů, které tyto vysokoenergetické částice podél svých drah vytvářejí. Jsou detekovány maticí několika stovek miniaturních pixelových ionizačních komůrek, pracujících v proporcionálním nebo Geigerově (lavinovitém) režimu. Nebo mohou být použity polovodičové detektory. Tato matice komůrek tvoří 2-D polohově citlivý detektor elektronů. Ionizační elektrony z jednotlivých míst dráhy rychlé nabité částice driftují do různých komůrek (kolmá projekce dráhy do nejbližších komůrek) po různě dlouhou dobu; vyhodnocením těchto geometrických a časových údajů lze zrekonstruovat 3-D dráhu odražených nebo párových elektronů a pozitronů v prostoru komory. Pracovní komora je ze všech stran obklopena scintilačními krystaly s fotonásobiči (Angerova kamera), snímajícími comptonovsky rozptýlené a anihilační fotony, s určením polohy scintilací a energie záření. Komplexním koincidenčním vyhodnocením impulsů z matice pixelových detekčních komůrek a z fotonásobičů Angerovy kamery lze pak geometricky zrekonstruovat směr (úhel), z něhož přilétl detekovaný primární vysokoenergetický foton g - realizovat gamagrafické zobrazení.
Na obr.4.2.12 vpravo je princip gama-teleskopu založeného na opakovaném Comptonově rozptylu ve vrstvách polohově citlivých polovodičových detektorů. Systém sestává z několika vrstev plochých polohově citlivých (2-D) detektorů, poskládaných nad sebou v ekvidistantních vzdálenostech. Po vstupu primárního g-fotonu o energii E_g₁ dojde k jeho Comptonovu rozptylu v některém z detektorů, což je doprovázeno polohovým impulsem a impulsem o amplitudě nesoucí informaci o ztrátě energie DE₁, kterou foton při rozptylu v detektoru zanechal. Rozptýlený foton pokračuje v letu pod úhlem J₁ s energií E_g₂= E_g₁-DE₁, načež může dojít k jeho dalšímu Comptonovu rozptylu v další detekční vrstvě, poskytující příslušný polohový impuls a energetický impuls DE₂. Foton se rozptýlí o úhel J₂ a pokračuje s energií E_g₃= E_g₂-DE₂. Může tak docházet k opakovaným mnohonásobným rozptylům, dokud foton neopustí detekční prostor. Koincidenčním vyhodnocením polohových souřadnic v jednotlivých detekčních vrstvách se stanoví úhly rozptylu J₁,J₂,J₃,...., vyhodnocením amplitud impulsů se zjistí ztráty energie DE₁,DE₂,DE₃,... Tyto údaje se dosadí do Comptonových rovnic
E_g₂ = E_g₁/[1 + (E_g₁/m_oec²).(1 - cos J₁)] ; E_g₁ = DE₁ + E_g₂ = DE₁ + {DE₂ + [DE₂²+ 4m_oec².DE₂/(1-cosJ₂)]^1/2/2} , .... ,
což umožňuje kinematicky a geometricky zrekonstruovat dráhu fotonu - poskytne hledanou hodnotu úhlu J incidenčního kuželu, pod nímž do detekčního systému vletěl primární g-foton. A další rekonstrukcí pomocí průniku množiny projekcí incidenčních kuželů všech zaregistrovaných fotonů se získá výsledný g-teleskopický obraz zdroje z něhož byly fotony emitovány. Výhodou tohoto uspořádání je to, že k rekonstrukci úhlu dopadajícího g-fotonu zde není nutná jeho úplná absorbce v těžkém "kalorimetrickém" detektoru pro zjištění celkové energie. Energie dopadajícího fotonu se stanovuje změřením pozice prvních tří interakcí a energie odevzdané v prvních dvou interakcích. Postačuje tedy, aby došlo nejméně k 3-násobnému Comptonovu rozptylu, jehož analýzou lze zrekonstruovat incidenční úhel J - odtud se tento systém někdy označuje jako 3-Comptonovský teleskop (3-Compton telescope). Analýza příp. dalších rozptylů zpřesňuje rekonstrukci. V jednotlivých vrstvách plochých polohově citlivých detektorů lze použít buď ionizační drátové komory, nebo lépe germaniové či křemíkové polovodičové driftové detektory, které mají dobré energetické i obrazové rozlišení.
Pro zobrazení záření gama velmi vysokých energií, stovky MeV až stovky GeV, se používají speciální částicové detektory elektron-pozitronových párů v uspořádání podobném jako na obr.4.2.12 vpravo. Přicházejí g-záření dopadá nejprve na desku z těžkého materiálu (wolframu), kde se přemění na elektron-pozitronové páry, vylétající téměř ve směru původního fotonu g. Jejich dráhy se pak sledují vrstvami polohově citlivých 2-D křemíkových detektorů (trackerů), čímž se zjišťuje směr odkud záření gama přiletělo. Nakonec svou energii předají do kalorimetrického detektoru, umístěného pod poslední detekční vrstvou, čímž se zjistí energie g-kvanta.

4.3. Tomografická scintigrafie
Každý živý organismus je objekt trojrozměrný a stejný charakter má tedy i distribuce radioindikátoru. Planární scintigrafický obraz, který je dvojrozměrnou projekcí skutečnosti, může proto zachycovat jen část reality. O distribuci radioindikátoru v "hloubkovém třetím rozměru", kolmém k čelu kolimátoru, nemůžeme z planárního scintigrafického obrazu nic zjistit. Planární scintigrafické obrazy mají z tohoto hlediska závažné úskalí - možnost překrývání a superpozice struktur uložených v různých hloubkách. Pomáháme si zde sice zobrazováním ve více různých projekcích, avšak riziko falešného nálezu či neodhalení anomálie v hloubi organismu, překryté jinou strukturou, nelze nikdy vyloučit. Superpozice záření z různých hloubek zobrazovaného objektu dále vede ke snížení kontrastu zobrazení lézí, které jsou v planárním obraze překrývány zářením z tkáňového pozadí.
Pro odstranění těchto nevýhod planární scintigrafie a pro získání komplexního zobrazení struktur v různých hloubkách byla vyvinuta tomografická scintigrafie *) poskytující trojrozměrné zobrazení distribuce radioindikátoru. Jednou z hlavních předností tomografického zobrazení je podstatně vyšší kontrast zobrazení lézí (až 10-krát), které na transverzálních řezech nejsou překrývány zářením z tkáňového pozadí.
*) Řecky tomos = řez - tomografické zobrazení je tvořeno určitými řezy, většinou transverzálními, jejichž větší počet vytváří trojrozměrný obraz.
Některé základní principy, především geometrické a rekonstrukční, mají všechny tomografické metody společné. Rentgenová transmisní tomografie CT byla popsána v §3.2 "Rentgenová diagnostika", část "Transmisní rtg tmografie (CT) ", kde je zmíněn i vývoj tomografických metod obecně.
Technický vývoj gamagrafické tomografie
Snahy o dosažení hloubkového tomografického zobrazení začínaly již záhy po zavedení scintigrafie v 60. a 70.letech. Předchůdkyní nynější gamagrafické tomografie SPECT byla v 70.letech pohybová tomografie (obr.4.3.1 vlevo): vyšetřovací stůl s pacientem a kolimátor kamery se šikmými otvory (slant hole) pomocí elektromotorků synchronně rotovaly takovým způsobem, že pro vrstvu v určité "ohniskové" hloubce se oba pohyby vykompenzovaly a získal se ostrý obraz, zatímco v ostatních vrstvách (nad a pod ohniskovou rovinou) byl obraz pohybově rozmazán a tím byl tmavší a méně zřetelný. Na pozadí těchto rozostřených a ztmavěných oblastí byly lépe patrné ostřeji a jasněji zobrazené struktury z ohniskové roviny. Hloubková poloha ohniskové roviny se nastavovala poloměrem otáčení lehátka na excentru motorku lehátka. Kvalita, kontrast a hloubkový efekt takového zobrazení však nebyly valné (se SPECT naprosto nesrovnatelné). Získal se obraz vždy jen jedné podélné vrstvy, pro vytvoření obrazu jiné ohniskové vrstvy bylo nutno změnit poloměr klouzavé rotace lehátka a spustit novou akvizici. Podrobnější tomografické zobrazení ve více vrstvách bylo tudíž časově značně náročné. Metoda je již dávno opuštěná.

Obr.4.3.1. Rané pokusy o realizaci tomografické scintigrafie.
Vlevo: Pohybová tomografie s rotujícím slant-hole kolimátorem a rotujícím lehátkem. Uprostřed: Koincidenční tomografie s využitím g-g úhlové korelace. Vpravo: SPECT na stacionární planární gamakameře s rotací pacienta.

Dělaly se též zajímavé exprimenty s 2-fotonovou koincidenční tomografií využívající g-g úhlové korelace mezi emisí kaskádních dvojic fotonů gama u některých radionuklidů (§1.2, část "Záření gama", pasáž "Úhlové korelace záření gama") - obr.4.3.1 uprostřed. K základní zobrazovací gamakameře byl v určitém místě a pod vhodným úhlem q (např. 90°) přiložen další detektor gama, či v dokonalejší verzi další gamakamera se štěrbinovým kolimátorem, v koincidenčním zapojení. Pro vytvoření obrazu byly registrovány pouze impulsy pocházející ze současného příchodu dvojice kaskádních gama-kvant do obou detektorů. Byla tak zobrazovaná jen jedna podélná tenká vrstva, vymezená detekčním úhlem pomocného koincidenčního detektoru (či větší počet nezávislých vrstev při použití koincidenční kamery se štěrbinovým kolimátorem). Paleta vhodných isotopů, vykazujících kaskádní deexcitaci s úhlovou korelací emitovaných gama-fotonů, je však velmi omezená a detekční účinnost koincidenčního systému byla velmi nízká. Tato metoda nepřekročila rámec laboratorních experimentů; avšak v určitém smyslu ji lze považovat za ideovou předchůdkyni pozitronové emisní tomografie. Totiž, pouze dokonalá úhlová korelace 180° mezi dvojicí anihilačních fotonů při elektron-pozitronové anihilaci našla široké uplatnění v koincidenční pozitronové emisní tomografii, viz níže PET.
První pokusy o gamagrafickou tomografii SPECT se v 60.-80.letech prováděly na řadě pracovišť s planárními Angerovými kamerami (první tomografický snímek prezentovali Kuhl a Edwards v r.1963). Jelikož tehdejší (planární) kamery neměly gantry a nemohly rotovat, otáčel se pacient - obr.4.3.1 vpravo. Před kolmo nastavenou stacionární kameru se pacient posadil na otočnou židli s vyznačenou úhlovou stupnicí (goniometrem). Provedl se planární snímek, židle s pacientem se pootočila o určitý úhel, nastřádal se další snímek atd. - cca 16-64 snímků pro sekvenci úhlů 0-360°. Následovala počítačová rekostrukce zpětnou projekcí do transverzálních řezů. Tato metoda, přes svou mechanickou neohrabanost, v podstatě již umožňnovala plnohodnotné SPECT zobrazení - s tím omezením, že v té době ještě nebyly vyvinuté dostatečně komplexní softwary rekostrukce transverzálních řezů a jejich zpracování.
Skutečně úspěšnou a rutinně používanou metodou tomografie SPECT se pak stala montáž gamakamer na gantry s rotací kamery kolem pacienta (jak je popisováno níže). V poslední době se vyvíjejí stacionární multidetektorové kamery SPECT bez rotace, které pravděpodobně vytlačí neohrabaný rotační SPECT.
Autorská poznámka:
Rané pokusy o tomografické zobrazení podle obr.4.3.1 jsme v 70. a 80. letech prováděli i na našem Oddělení nukleární medicíny KNsP v Ostravě-Porubě. Naše první gamakamera Pho Gamma HP (Nuclear Chicago) s vyhodnocovacím zařízením CLINCOM z r.1974 byla vybavena rotujícím kolimátorem Slant Hole a rotujícím lehátkem pro pohybovou tomografii (obr.4.3.1 vlevo). Pokusy s g-g koincidenční tomografií jsme prováděli na kameře Pho Gamma HP s pomocí kolmo orientované kolimované scintilační sondy, zapojené v koincidenci do toku scintigrafických impulsů (přídavnou gamakameru se štěrbinovým kolimátorem jsme neměli k dispozici). Improvizovanou SPECT s pacientem na otočné židli jsme zkoušeli rovněž na planární kameře Pho Gamma, s tehdy nejnovějším počítačovým vyhodnocovacím zařízením GAMMA-11 a vlastním vyvinutým softwarem.
Na rozdíl od rentgenové transmisní tomografie CT, kde obraz vzniká průchodem - transmisí - X záření tělem, u scintigrafické tomografie vzniká obraz detekcí záření vysílaného - emitovaného - z radioindikátoru uvnitř těla. Radionuklidová emisní počítačová tomografie (ECT) je dvou typů :
1. Jednofotonová emisní tomografie SPECT za použití g-radionuklidů registruje z každé radioaktivní přeměny vždy jen jeden emitovaný foton záření gama.
2. Dvoufotonová pozitronová emisní tomografie PET využívající pozitronové (beta⁺) radionuklidy, resp. vznikající anihilační záření, kde se současně (koincidenčně) detekují vždy dva fotony emitované při anihilaci.
V obou případech jsou výsledné tomografické obrazy získány počítačovou rekonstrukcí po nasnímání impulsů z detekce fotonů. V tomto pořadí 1., 2. si obě tomografické metody probereme.

Tomografická scintigrafie SPECT
Nejčastější metodou tomografické scintigrafie je tzv. jednofotonová emisní počítačová tomografie SPECT (Single Photon Emission Computerized Tomography). Její princip je znázorněn na obr.4.3.2 :

Obr.4.3.2. Princip snímání scintigrafických snímků vyšetřovaného objektu W (zde mozek) pod různými úhly rotující kamerou SPECT a jejich počítačové rekonstrukce do výsledného obrazu W* příčného řezu tímto objektem.

Základní princip SPECT
Tomografická kamera SPECT se svou konstrukcí od běžné planární kamery liší jen tím, že speciální stojan na němž je detektor kamery upevněn, tzv. gantry kruhového tvaru (angl. gantry = portál, průchozí nosná konstrukce), umožňuje motoricky poháněnou rotaci detektoru kolem vyšetřovaného objektu *) - fotografie SPECT kamery je výše v §4.2 na obr.4.2.4 vpravo dole. Pro zrychlení akvizice jsou na společném gantry instalovány nejčastěji dva detekční systémy ("dvouhlavá" SPECT kamera), vyskytovaly se i kamery s 3 či 4 detektory (neosvědčilo se...).
*) Ojediněle se vyskytuje i technická konstrukce SPECT kamery bez gantry. Detektory kamery jsou upevněny na speciálních ramenech opatřených servomotorky, umožňujícími pohyby detektorů v prostoru v různých směrech a pod různými úhly - se všemi "stupni volnosti". Vhodným elektronickým řízením servomotorků lze pak dosáhnout i kruhového pohybu detektorů kolem vyšetřovaného objektu (kolem lehátka s pacientem) při SPECT. Zcela jiný princip mají nové stacionární multidetektorové kamery SPECT.
Akvizice SPECT
Vlastní tomografická scintigrafie SPECT pak spočívá v tom, že kamera postupně obíhá *) kolem vyšetřovaného objektu a pod řadou různých úhlů snímá (planární) scintigrafické obrazy vyšetřovaného objektu - počet těchto projekcí je většinou 32, 64 až 128 obrazů pod úhly 0°-360° - obr.4.3.2 vlevo. [Pozn.: V některých případech se používá rozmezí úhlů menší - některé projekce, jejichž kvalita by byla degradována zvýšenou absorbcí (atenuací) záření g a nijak by nepřispěly k výsledným rekonstruovaným obrazům (spíše by mohly vnést zhoršení), se nesnímají. Taková je situace u SPECT myokardu, kde se snímá rozmezí úhlů 90-270°, zatímco v úhlech mezi 0-90° a 270-360°, odpovídajícím zadním a pravým bočním projekcím, se snímky vzhledem k výrazné atenuaci záření g nepořizují.]
*) Níže jsou zmíněny stacionární multidetektorové kamery SPECT bez rotace.
Obíhání detektorů kamery kolem vyšetřovaného objektu je zpravidla krokové (step-by-step) - kamera se potočí o určitý úhel a zastaví se, po předvolenou dobu probíhá akvizice příslušné projekce, pak se opět pootočí o daný úhlový krok a probíhá střádání dalšího snímku. Plynulé (kontinuální) obíhání detektoru s kontinuální akvizicí se používá jen zřídka. Z geometrického hlediska může být oběh detektorů kruhový (circular) - ten se používá častěji, nebo eliptický (non-circular), příp. s využitím systému "auto-countouring" (zmíněného výše v pasáži "Konstrukční uspořádání scintilačních kamer"), za účelem lepšího "kopírování" povrchu těla a dodržení co nejkratší vzdálenosti čela kolimátoru kamery od zobrazovaných struktur (pro dosažení co nejlepšího prostorového rozlišení).
Kolimátory pro SPECT
Obíhající kamery při akvizici SPECT jsou opatřeny zpravidla standardními kolimátory s paralelními otvory, stejnými jako se používají při planární scintigrafii: pro ^99mTc je to většinou kolimátor HR, pro ¹³¹I kolimátor HE, pro ¹²³I kolimátor MediumEnergy. Ojediněle se používají speciální kolimátory s jinou geometrií otvorů: kolimátor FanBeam pro SPECT mozku, nebo konvergentní kolimátor pro SPECT myokardu. Všechny tyto typy kolimátorů byly podrobněji popisovány výše v části "Scintigrafické kolimátory". U stacionárních multidetektorových SPECT kamer se používají kolimátory typu Pinhole, nebo speciální mechanicky pohyblivé kolimátory (což je však jen provizorní řešení...).
Rekonstrukce obrazů SPECT
Z této série planárních scintigrafických obrazů - projekcí - nasnímaných pod různými úhly (jsou to tedy rovninné projekce distribuce radioindikátoru do různých úhlů) se pak počítačově rekonstruuje obraz distribuce radioaktivity v myšleném příčném řezu, vedeném vyšetřovaným objektem v rovině kolmé k ose rotace kamery - obr.4.3.2 vpravo. Metody počítačové rekonstrukce SPECT jsou popsány níže v pasáži "Počítačová rekonstrukce SPECT".
Takovou rekonstrukci lze provést pro každý řádek obrazové matice úhlově snímaných obrazů, takže nám v paměti počítače vznikne celá série "vedle sebe naskládaných" obrazů příčných řezů - jakýsi trojrozměrný "válec" (u kamer s kruhovým zorným polem) či "krychle" (resp. kvádr - u kamer s kvadrangulárním zorným polem), představující trojrozměrné zobrazení distribuce radioindikátoru ve vyšetřovaném objektu. Buňky tohoto trojrozměrného obrazu mají již objemový charakter a nazývají se "voxely" (objemové - volumové - pixely). Tímto trojrozměrným obrazem v paměti počítače pak metodami počítačové grafiky můžeme vést a zobrazovat na monitoru řezy v libovolných směrech - tedy nejen primární transverzální řezy, ale i řezy podélné a šikmé, můžeme provádět různé geometrické reorientace a další úpravy tak, abychom co nejpřehledněji zobrazili požadovanou strukturu. Pomocí metod počítačové grafiky lze pomocí vhodného stínování a perspektivního úhlového zobrazení vytvářet trojrozměrné 3D-obrazy s řadou počítačových efektů, které jsou sice umělé a nemusí přímo odrážet skutečnost, avšak jsou velmi názorné a efektní, např. i pro didaktické účely.

Stacionární multidetektorové kamery SPECT
Základní nevýhodou standadrního rotačního snímání scintigrafických projekcí u SPECT je těžkopádnost, pomalost a nízká detekční účinnost. V každém úhlu se registruje jen malá část fotonů gama (jdoucích ve směru momentální polohy detektorů), ostatní fotony emitované z těla pacienta jsou ztracené. Detektory se pomalu postupně přesouvají do dalších a dalších úhlů; při značně dlouhé akviziční době je počet nastřádaných impulsů v obrazech poměrně nízký. Požadované obrazy SPECT získáme až ext post, po skončení měření a provedení počítačové rekonstrukce. U rotační metody nelze provádět dynamickou SPECT scintigrafii (s výjimkou perfuze myokardu, kde je to však umožněno EKG-hradlováním), ani operativně modifikovat akviziční proceduru.

Obr.4.3.3. Stacionární SPECT kamera snímá pomocí většího počtu kruhově uspořádaných multipixelových detektorů současně projekce pod všemi úhly. Není zde žádná rotace. Takto vzniklá data pak mohou být průběžně rekonstruována do obrazů příčných řezů.

Pro eliminaci této nevýhody rotační SPECT se nabízí použít větší počet menších zobrazovacích stacionárních detektorů - gamakamer, rozmístěných v prstenci kolem vyšetřovaného objektu, bez rotace - obr.4.3.3 vlevo. Všechny projekce se pak snímají současně ze všech úhlů. Kamera je kompaktní, neobsahuje žádné pohyblivé díly, využití fotonů pro zobrazení je daleko efektivnější - i při nižší aplikované aktivitě zde trvá SPECT vyšetření výrazně kratší dobu. Neuplatňují se zde rušivé mechanické jevy, jako jsou posuny centra rotace. Jsou vyvíjeny kamery s multiPinhole kolimátory, multiDivergent, či multiParalel kolimátory. Tomografické obrazy SPECT zde mohou být rekonstruovány a zobrazovány průběžně během akvizice, obr.4.3.3 vpravo (podobně jako je tomu u planární scintigrafie a u PET), což umožňuje i dynamickou SPECT scintigrafii. Tento druh kamer se začíná používat zatím v nukleární kardiologii pro SPECT perfúze myokardu (§4.9.4, část "Scintigrafie perfuze myokardu", viz též výše část "Polovodičové multidetektorové kamery"). Stacionárním kompaktním SPECT kamerám s multipixelovými polovodičovými detektory (popsanými výše "Polovodičové multidetektorové gamakamery") nepochybně patří budoucnost, jistě dříve či později vytlačí těžkopádné SPECT kamery s rotujícími detektory..!..

Počítačová rekonstrukce SPECT
Sinogram, Linogram
Vyneseme-li postupně obrazy nastřádané v různých úhlech J, jednotlivé body předmětu v nich budou opisovat kružnice o různých poloměrech (podle vzdálenosti od centra rotace). X a Y - souřadnice těchto kruhově obíhajících bodů budou opisovat sinusové (resp. kosinusové) křivky R.sinJ o amplitudě dané vzdáleností R od centra rotace. Jejich jas je přitom modulován nastřádaným počtem impulsů v jednotlivých pixelech úhlových projekcí. Množina všech těchto graficky znázorněných souřadnic křivek oběhu pro všechny body v daném řezu vytváří důležitý 2D obraz zvaný sinogram. Vzniká jednoduše tak, že postupně vezmeme zvolené řádky (odpovídající danému transverzálnímu řezu) z jednotlivých projekčních obrazů a uložíme je "nad sebe" v novém obraze - sinogramu. To se provede pro všechny projekce (úhly J). Sinogram má v tomografické scintigrafii dvě úlohy :
1.Používá se jako datový formát (sinogram-file), do něhož probíhá akvizice primárních dat z jednotlivých projekčních úhlů v predefinovaných časech na snímek. Některé nové gamakamery (především PET) mohou data operativně střádat i v LIST-modu (bez predefinového času na snímek), ze kterého může být sinogram dodatečně vytvořen, s možností počítačových úprav. Každý řádek akviziční matice - každý transverzální řez - má svůj sinogram. Z dat sinogramů pak lze zrekonstruovat obrazy příčných řezů (pomocí inverzní Radonovy transformace).
2.Zobrazení sinogramu umožňuje zkontrolovat správný průběh tomografického vyšetření. Za normálních okolností musí mít sinogram každého zobrazovaného aktivního místa hladký nepřerušený průběh ("vlnovku"). Příp. pohyb pacienta (který může vést ke zhoršení kvality či k artefaktům) během akvizice SPECT je na sinogramu jasně vidět jako diskontinuita hladkého průběhu. Sinogramy se používají i pro testování mechanických poruch při rotaci detektorů, jako jsou posuny centra rotace (viz níže "Nepříznivé vlivy u SPECT a jejich korekce", pasáž "Mechanická nestabilita osy rotace"). Na základě sinogramů lze nežádoucí pohyby softwarově korigovat.

Příklady sinogramů (nahoře) a linogramů (dole) u SPECT scintigrafie. V prostřední části jsou transverzální řezy.
a)Bodový zdroj ve vzdálenosti R od centra rotace na sinogramu opisuje sinusovou křivku x =R.sinJ. Slabý pomocný zdroj ve středu setrvává nehybně na ose rotace (x=0).
b)Posun zdroje v radiálním směru během akvizice se projeví nespojitostí na sinogramu.
c)Sinogram 5 aktivních lézí v Jasczak fantomu.
d)Sinogram a linogram SPECT mozku pro zobrazení dopamin. receptorů ("Scintigrafie receptorových systémů v mozku").

(SPECT Jasczak fantomu pořídil Ing.M.Koláček, SPECT mozku MUDr.M.Havel, z KNM Ostrava)

V metodách tomografického zobrazení (SPECT, PET, příp. MRI) se někdy konstruuje i tzv. linogram - obraz, v němž jsou sumované řádky ze všech primárních obrazů "naskládány" jako sloupce lineárně vedle sebe. Ve SPECT linogram vzniká tak, že v každém z obrazů projekcí pod jednotlivými úhly se sečtou všechny řádky a vzniklý sumační řádek se uloží jakožto sloupec v novém obraze - linogramu. To se provede pro všechny projekce. Na rozdíl od sinogramů, kterých je větší počet (pro každý transverzální řez), linogram je jeden pro celé tomografické vyšetření. Byly vypracovány počítačové metody pro rekostrukce obrazů příčných řezů (inverzní Radonova transformace) pomocí integrace podél přímek v linogramu. V některých případech může linogram sloužit též pro posouzení hladkého průběhu SPECT vyšetření vzhledem k pohybovým artefaktům či přechodným elektronickým poruchám v procesu akvizice.
Pozn.: Univerzální tomografické zákonitosti
V této části nastíněné zákonitosti a vztahy mezi kruhovými planárními projekcemi pod úhly J a transverzálními tomografickými řezy (sinogramy, Radonova transformace, metody rekonstrukce, vzorce na obr.4.34), platí nejen při SPECT snímání fyzickou rotací kamery, ale i při stacioárním SPECT, při PET, CT, příp. NMRI. Mají v zásadě univerzální platnost a používají se v různých zobrazovacích modalitách.
Metody rekonstrukce SPECT
V množství dat, nastřádaných v jednotlivých projekcích pod různými úhly, je implicitně obsažena informace o prostorovém hloubkovém rozložení. Abychom mohli explicitně zobrazit hloubkové prostorové rozložení radioindikátoru v příčných řezech, je nutno provést počítačovou rekostrukci nastřádaných "surových" dat. Používají se dvě metody počítačové rekonstrukce nastřádaných planárních obrazů z různých úhlů do požadovaných transverzálních řezů :

1. Metoda zpětné projekce
Analytická metoda zpětné projekce počítačově simuluje inverzní proces k akvizici studie SPECT: Jako kdyby detektor kamery vysílal z každé polohy (úhlu, kde byl při rotaci a nastřádal tam příslušný snímek) a z každé své buňky paprsky záření - o intenzitě modulované obrazem (nastřádanou informací v buňce) - zpět ve směru k vyšetřovanému objektu, kde tyto paprsky "vykreslují" obraz příčného řezu v myšlené obrazové matici umístěné ve středu rotace. Informace obsažená v jednom daném pixelu obrazu nastřádaného z určitého úhlu je přenesena do všech pixelů vznikající matice příčného řezu, nacházejících se v přímce kolmé k detektoru. Různě "intenzívní" paprsky z různých úhlů pak při průchodu vytvářenou obrazovou maticí "ozařují" a "osazují" jednotlivé elementy (buňky, pixely) různě velkými čísly, které se při průchodu dalších paprsků (z dalších úhlů) sčítají. V místech, kterými prochází nejvíc paprsků o vyšší intenzitě, vznikají "horká" místa s vysokým nahromaděním impulsů - odpovídají místům s vyšší koncentrací radioindikátoru ve vyšetřovaném objektu.

Obr.4.3.4. Proces akvizice SPECT a rekonstrukce transverzálního řezu metodou filtrované zpětné projekce.

Zpětná projekce tedy využívá zpětného promítání dat z jednotlivých planárních obrazů do původně prázdné matice vždy pod úhlem, v němž planární obraz vznikal. Výsledná matice - zrekonstruovaný obraz - vzniká přímým sečtením těchto projekčních dat. Prostá zpětná projekce má nevýhodu ve vyšším rušivě strukturovaném pozadí se vznikem "hvězdicovitých" artefaktů (viz níže). V praxi se proto používá filtrovaná zpětná projekce FBP (Filtered Back Projectoion), která je variantou inverzní Radonovy transformace. Příslušné matematické vzorce jsou uvedeny na obr.4.3.4, kde je z matematického hlediska znázorněn celý proces akvizice, filtrace a rekonstrukce SPECT (3.dimenze je vynechaná). Vyšetřovaný objekt (pacient), jehož příčný řez má distribuci radioindikátoru A(x,y), je kamerou snímán v řadě projekcí pod různými úhly J, čímž vznikají obrazy projekcí p(u). Tyto obrazy se pak Fourierovsky transformují do frekvenční oblasti a vzniklá spektra p(n) se násobí filtrem složeným z RAMP-filtru a uživatelského filtru (viz "Filtry a filtrace"). Vzniklá zfiltrovaná spektra p_F(n) se pak inverzní Fourierovou transformací převádějí zpět do prostorové oblasti (vznikají filtrované obrazy projekcí p_F(u)), načež se zpětnou projekcí (pod těmi samými úhly J) vytváří výsledý obraz příčného řezu A´_f(x,y).
Metoda filtrované zpětné projekce je nejpoužívanější, neboť je poměrně rychlá (používají se algoritmy rychlé Fourierovy transformace, hodnoty goniometrických funkcí se dopředu vypočítají pro diskrétní hodnoty úhlů, takže pak se již používají běžné aritmetické operace). Z hlediska vztahu mezi skutečnou distribucí radioaktivity A(x,y) a zrekonstruovaného obrazu příčného řezu A´(x,y) se však nejedná exaktně o vzájemně jednoznačné zobrazení - obraz se konstruuje nikoli z lokálních hodnot v pixelech, ale vzniká superpozicí projekčních paprsků. Tyto projekční paprsky jsou arteficielní a zanechávají ve výsledném obraze své stopy, neodpovídající skutečné distribuci radioaktivity ve vyšetřovaném objektu. Nejmarkantněji se to projevuje v okolí ložisek zvýšené depozice radioaktivity, kde sbíhající se projekční papsky vytvářejí "hvězdicovitou" arteficiální strukturu - tzv. star-efekt. Tento star-artefakt se sice účinně potlačí RAMP-filtrem, avšak různé "nudličky" či "filamenty" jsou v obrazech rekonstruovaných zpětnou projekcí vždy patrné (níže na obrázku vlevo). Tyto nevýhody rekonstrukce zpětnou projekcí do značné míry odstraňuje iterativní metoda rekonstrukce. RAMP filtr, který zároveň funguje jako "zaostřovací" (zvýrazňuje detaily a hrany v obrazu), se při rekonstrukci používá v kombinaci s uživatelským "vyhlazovacím" filtrem pro snížení statistických fluktuací, šumu, v obrazu. Vhodnou volbou tohoto filtru a jeho form-faktorů lze dosáhnout optimálního kontrastu, prokreslení detailů a snížení šumu (podrobněji je diskutováno v práci "Filtry a filtrace").

2. Metoda iterativní rekonstrukce
Iterativní metoda *) rekonstrukce hledá pomocí postupných kroků - aproximací takový obraz příčného řezu, který by co nejlépe odpovídal jednotlivým nasnímaným projekcím pod různými úhly J. Jedná se o algebraickou rekonstrukční techniku (ART).
*) Latinské slovo "iteratio" znamená "opakování"; zde se jedná o opakující se cykly postupných aproximací.
Iterativní rekonstrukce probíhá v následujících etapách:

Iterace se opakují tolikrát, dokud není splněno určité (dopředu nastavené) konvergenční kritérium, např. požadovaná přesnost, nebo předvolený počet iterací.
Dalo by se očekávat, že s rostoucím počtem iterací se bude zvyšovat celková kvalita obrazu. Zkušenost však ukazuje, že to platí asi do 4-8 iterací. Vyšší počet iterací pak již jen zvyšuje statistické fluktuace, neboli zhoršuje se odstup signál-šum.
Oproti metodě zpětné projekce má iterativní metoda tu základní přednost **), že nevznikají hvězdicové artefakty (nepoužívají se zde tedy filtry typu RAMP). Rovněž v oblastech s nízkou radioaktivitou (blízkou pozadí) jsou obrazy příčných řezů "čistší" a kontrastnější - neobsahují "filamenty" jako pozůstatky po paprscích zpětné projekce. Další výhodou iterativní rekonstrukce je možnost zavedení některých korekcí přímo do algoritmu rekonstrukce - korekce na vlastnosti kolimátoru, závislost rozlišení na vzdálenosti od kolimátoru...
**) Při zpracování obrazů SPECT v běžné klinické praxi však nelze od iterativní metody rekonstrukce očekávat "žádné zázraky" - rozdíl oproti metodě zpětné projekce není často ani patrný, neboť kvalita obrazu je primárně dána nedostatečnou statistikou, rozlišením kamery, rozptylem a dalšími rušivými jevy (zmíněnými níže), se kterými žádná rekonstrukční metoda "nic neudělá".
Iterativní metoda rekonstrukce je podstatně náročnější na počet aritmetických operací, takže se mohla začít rutinně využívat až s vývojem dostatečně rychlých počítačů (za použití koprocesorů) s vysokou kapacitou paměti.
Zdokonalené varianty iterativní rekonstrukce
Za účelem zefektivnění a zrychlení iterativní rekonstrukce byly vyvinuty některé novější varianty a modifikace základní iterační procedury:
EM (Expectation Maximalization) - hledání nejlepšího odhadu obrazu statistickými metodami........
ML (Maximum Likekihood) - odhad na principu maximální věrohodnosti......
MLEM (Maximum Likelihood Expectation Maximization) - iterační procedura s předem nastavitelným počtem iterací: před začátkem rekonstrukce se předvolí takový počet iterací, o němž předpokládáme optimální kvalitu obrazu.
OSEM (Ordered-Subset Expectation Maximalization) - soubor všech projekcí se nejprve pravidelně rozdělí na několik menších skupin (podmnožin=subsetů) a iterační krok je aplikován na jednotlivé subsety zvlášť. Sub-iterace každého subsetu slouží jako vstupní odhad pro iteraci následujícího subsetu. Jeden úplný iterační krok je iteračním cyklem přes všechny subsety. Součin počtu subsetů a počtu iterací v každém z nich určuje efektivní počet iterací. Z výpočetního hlediska je metoda OSEM přibližně tolikrát rychlejší, kolik subsetů použijeme.
SART (Simultaneous Algebraic Reconstruction Technique) - pracuje simultánně na více řezech 3-D obrazu ............
OSSART - kombinace metod OSEM a SART ............ ........doplnit.........
^{Hybridní rekonstrukce
SPECT-CT ?}Některé nové hybridní systémy SPECT/CT se pokoušejí zlepšit kvalitu SPECT obrazů pomocí speciální iterativní rekonstrukce, integrující SPECT a CT data během rekonstrukce s použitím lokálních ("zónových") CT denzitních map měkkých tkání, plicních či tukových tkání a kostních tkání. Tyto zónové CT denzitní mapy vymezují hranice tkání a jejich koeficienty modulují ("remodelují") primární scintigrafická data distribuce radioindikátoru. Dosahuje se tím ostřejší hranice kostních tkání a lézí - za předpokladu že tyto tkáně vychytávají dané radiofarmakum (např. 99m-Tc fosfonáty). Tato modulace může též výrazněji zobrazovat diferenciaci mezi kortikální a houbovitou kostí v obratlích a plochých kostech, či mezi kůrou a dutinou v dlouhých kostech. Zjednodušeně řečeno, modulace CT koeficienty dodá SPECT obrazům distribuce radioindikátoru vyšší kontrast.
Mírné zlepšení kvality obrazů je viditelné, diskutabilní je zde však modelová závislost..?.. Takto získané SPECT obrazy je proto při klinickém vyhodnocování žádoucí zkonfrontovat s obrazy vzniklými klasickou iterativní rekonstrukcí (příp. zpětnou projekcí).

Výhody SPECT
Oproti planární scintigrafii má tomografická scintigrafie SPECT tři výhody :
¨ Přesnější určení anatomické polohy struktur a jejich tvaru na trojrozměrném obraze, při pohledu z různých úhlů.
¨ Lepší oddělené zobrazení lézí ležících za sebou v různých hloubkách.
¨ Potlačením superpozice záření z překrývajících se vrstev se dosahuje podstatně lepšího kontrastu zobrazení, což umožňuje citlivější rozpoznávání malých lézí i ve větších hloubkách.

Nepříznivé vlivy u SPECT a jejich korekce
Jak bylo výše uvedeno, základními výhodami tomografické scintigrafie je poskytnutí úplného kompletního obrazu "ze všech stran" (3-rozměrného obrazu) a podstatně vyšší kontrast zobrazení lézí vůči tkáňovému pozadí. Zmíníme však i některé nevýhody a úskalí scintigrafie SPECT.
Podobně jako u planární scintigrafie, i u scintigrafie SPECT se vyskytují některé nepříznivé a rušivé jevy, které mohou zhoršovat kvalitu zobrazení. Uvedeme zde pět základních nepříznivých vlivů, z nichž první dva jsou známé i z planární scintigrafie (u metody SPECT se však projevují výrazněji a poněkud jiným způsobem), poslední tři jsou specifické pro SPECT (rotační metodou).

Pozn.: O úskalích a možných chybách korekčních metod zde platí v zásadě totéž, co bylo shora popsáno v pasáži "Chyby a úskalí korekčních metod - korekční artefakty" u scintigrafie obecné.

Použití scintigrafie SPECT
Tomografická scintigrafie SPECT představuje (oproti planární scintigrafii) významné doplnění a zdokonalení geometricko-anatomické informace o distribuci radioindikátoru v tkáních a orgánech. Používá se především při scintigrafii perfuze myokardu (§4.9.4 "Scintigrafie perfuze myokardu") a mozku (§4.9.8 "Perfúzní scintigrafie mozku"), jakož i reptorové scintigrafie mozku ("Scintigrafie receptorových systémů mozku"). I v dalších scintigrafických metodách, jako je scintigrafie skeletu, či lokalizační nádorová diagnostika, je tomografické SPECT zobrazení přínosné.
Další významnou možnost, upřesnění anatomické lokalizace, přináší fúze SPECT+CT obrazů v dvoumodalitních kombinacích SPECT/CT (viz níže pasáž "Fúze obrazů PET a SPECT s obrazy CT a NMRI"). Scintigrafické obrazy poskytují důležité informace o funkčním stavu tkání a orgánů, avšak většinou nejsou schopny dát dostatečnou anatomickou informaci o přesné lokalizaci patologických abnormalit (lézí) zobrazených scintigraficky. Do okolních anatomických struktur (např. skeletních), které radioindikátor nevychytávají, se radioaktivita nedostane a na scintigrafickém obraze nejsou viditelné. Pro lepší a názornější porovnávání charakteru, velikostí a lokalizace zobrazovaných struktur je proto optimální provést simultánní zobrazení obrazů SPECT+CT nebo PET+CT, kde rentgenové snímky CT poskytují přesnou anatomickou lokalizaci vyšetřovaných struktur.

Pozitronová emisní tomografie PET
Pozitronová emisní tomografie (PET) je metoda scintigrafického zobrazení distribuce pozitronových (b⁺) radionuklidů, založená na detekci anihilačních fotonů vznikajících při interakci emitovaných pozitronů s elektrony v tkáni pacienta, kterému byl aplikován pozitronový radionuklid. Při radioaktivní přeměně pozitronového radionuklidu je z jádra emitován pozitron ("kladný elektron"). V látkovém prostředí pozitron srážkami s elektrony atomových obalů postupně ztrácí energii a klikatě mění směr pohybu. Po zabrzdění (termalizaci) pozitronu e⁺ během poměrně krátké dráhy dochází při interakci s elektronem e^- k jejich vzájemné anihilaci - přeměně dvojice elektron-pozitron na dva fotony gama o energiích 511keV, které se od sebe rozlétají z místa anihilace současně v protilehlých směrech, pod úhlem 180° *) - viz §1.6, pasáž "Interakce nabitých částic - přímo ionizující záření ", obr.1.6.1 dole.
*) Toto platí přesně v těžišťové vztažné soustavě pozitronu a elektronu. Energie fotonů 2´511keV je důsledkem zákona zachování energie (klidová energie elektronu i pozitronu je m_0e.c² = 511keV), protilehlý směr 180° je důsledkem zákona zachování hybnosti. Při srážkách pozitronů a elektronů vyšších energií by se úhel rozletu anihilačních fotonů lišil od 180°. V látkovém prostředí však pozitron a elektron mají v okamžiku, kdy dojde k anihilaci, již poměrně malé rychlosti, takže emitovaná kvanta vylétají skutečně téměř opačným směrem, s max. odchylkou +- cca 2,5°. Vliv této úhlové odchylky je diskutován níže v odstavci "Prostorová rozlišovací schopnost PET".
Dále, vlastní anihilaci zpravidla předchází vznik metastabilního vázaného elektron-pozitronového systému pozitronia. V případě vzniku tzv. ortopozitronia může dojít i k emisi 3 fotonů g se spojitým spektrem. Toto lze pozorovat jen u pozitronových radionuklidů v řídkém plynném prostředí; v relativně hustém tkáňovém prostředí je tento jev velmi řídký (podrobnosti viz §1.5, část "Elementární částice a jejich vlastnosti", pasáž "Pozitronium").
Dráha emitovaného pozitronu v látce (tkáni) je "klikatá" a závisí na jeho energii. Střední dosah neboli dolet pozitronu určuje průměrnou vzdálenost anihilace od místa emise pozitronu, tj. od polohy beta⁺ radionuklidu. Pozitrony od místa emise mohou vylétat izotropně do všech směrů, takže místa anihilace se mohou nacházet kdekoliv uvnitř koule o poloměru daném doletem pozitronů. Středním doletem pozitronů je tak limitováno maximální fyzikálně dosažitelné rozlišení PET (je diskutováno níže v odstavci "Prostorová rozlišovací schopnost PET").
V pozitronové emisní tomografii se využívá koincidenční detekce dvojice fotonů anihilačního záření gama (o energii 511 keV), vznikajících při anihilaci pozitronu b⁺ s elektronem a vylétajících z místa svého vzniku v protilehlých směrech - pod úhlem 180°. Této koincidenční - současně nastávající - detekce dvojice anihilačních fotonů je využito k elektronické kolimaci záření g a k následné rekonstrukci tomografických obrazů.
Poznámka: Ke scintigrafické detekci anihilačního záření může být v principu použita i klasická scintilační kamera se speciálním "těžkým" kolimátorem s dostatečně silnými septy mezi otvory. V tomto režimu se však snímá vždy jen jeden z dvojice fotonů - jedná se o jednofotonovou scintigrafii planární nebo tomografickou (SPECT). Detekční účinnost je zde však velmi nízká (pouze jeden foton + malá propustnost kolimátorů + nízká absorbce v tenkém krystalu NaJ(Tl)) a obrazy vzhledem k hrubým kolimátorům mají špatné prostorové rozlišení (zpravidla horší než 10mm). Tato scintigrafie se nyní již nepoužívá.
Některé alternativní možnosti, jako jsou multidetektorové a Comptonovy kamery zmíněné výše, jsou zatím ve stádiu laboratorních experimentů a jsou využitelné jen pro scintigrafické zobrazení malých objektů.
Vývoj PET
Základní primární částice používané v PET, pozitrony, předpověděné P.Diracem v r.1928, objevil poprve C.Anderson v r.1932 v kosmickém záření (§1.5, část "Elementární částice a jejich vlastnosti"). Koincidenční detekci dvojic kvant anihilačního záření z pozitronových radionuklidů ke gamagrafickému zobrazení poprve odzkoušeli W.Sweet a G.Brownel ve svém dvoudetektorovém pohybovém skeneru již koncem 50.let, další pokusné přístroje PET se konstruovaly na Univ. of Pensylvania, první prstencové detektory zkonstruovali R.Robertson a Z.H.Cho. Významnmým impulsem pro rozvoj PET byla syntéza 18-FDG (fluorem 18 značená glukóza) v r.1970 a zjištění její akumulace v nádorových tkáních. Počátkem 90.let se PET gamagrafie začala používat klinicky ve velkých laboratorních centrech, po r.2000 se čím dál rychleji šířila na klinická pracoviště nukleární medicíny. U nás bylo první PET pracoviště vybudováno v r.1999 v Praze v nemocnici Na Homolce. Po r.2005 se většina PET kamer vyrábí v hybridní kombinaci s rtg CT zobrazením - PET/CT (příp. s mag. rezonancí PET/MRI) - srov. §4.6, část "Hybridní tomografické systémy". Přístroji PET/CT jsou postupně vybavována všechna komplexní onkologická centra.

Koincidenční detekce ® elektronická kolimace g-záření
Fotony g vzniklé při e⁺e^--anihilaci mají tři význačné geometrické vlastnosti:
¨ Vylétají z místa anihilace současně a protisměrně - pod úhlem 180°;
¨ Pohybují se po přímkových drahách;
¨ Pohybují se rychlostí světla 300000km/s, takže v laboratorních měřítkách mohou být detekovány prakticky současně.
Tyto vlastnosti umožňují tzv. koncidenční detekci dvojic anihilačních fotonů: měřený pozitronový zářič umístíme mezi dva detektory (dostatečně malých rozměrů), jejichž výstupy zapojíme do elektronického koincidenčního obvodu. Tímto obvodem projdou do další elektronické aparatury jen impulsy odpovídající současné detekci fotonů v obou detektorech. Vzhledem k uvedeným geometrickým vlastnostem takto mohou být detekovány jen fotony z anihilací, k nimž došlo na přímkové spojnici citlivých míst obou protilehlých detektorů. Nastane-li anihilace mimo tento prostor spojnice, pak i v případě detekce některého z fotonů jedním detektorem, není druhý z anihilačních fotonů zachycen protilehlým detektorem - na výstupu koincidenčního obvodu se impuls neobjeví. Když se tedy na výstupu koincidenčního obvodu objeví impuls, známená to, že v některém z bodů na spojnici obou detektorů nastala e⁺e^--anihilace.
Obklopíme-li vyšetřovaný objekt s pozitronovým radionuklidem větším počtem protilehle umístěných detektorů v koincidečním zapojení, dosáhneme tím cílené směrové detekce anihilačních g-fotonů - jejich elektronické kolimace, bez nutnosti fyzického odstínění olověným děrovým kolimátorem.

Obr.4.3.5. Princip snímání a rekonstrukce pozitronové emisní tomografie.
Vlevo: Koincidenční akvizice anihilačních fotonů g. Uprostřed: Rekonstrukce obrazu. Vpravo: Scintiblok s pixelovaným krystalem BGO/LSO a 4 fotonásobiči (výrobek Hamamatsu).

Princip snímání PET
Princip PET je schématicky znázorněn na obr.4.3.5. Detektor scintilační kamery PET má prstencové uspořádání segmentů velkého počtu malých scintilačních krystalů v optickém kontaktu s fotonásobiči *), snímajícími záblesky vzniklé interakcí záření g . Vzhledem k poměrně vysoké energii anihilačního záření g 511keV se ve scintilačních krystalech místo obvyklého NaI(Tl) používá materiál BGO nebo LSO s větší hustotou a vyšší detekční účinností v oblasti vyšších energií g - viz §2.4. "Scintilační detekce a spektrometrie", pasáž "Scintilátory a jejich vlastnosti". Průměr detektorového prstence bývá 60-80cm.
*) Jednotlivé scintilační krystaly s rozměry kolem 4x4mm jsou upevněny do scintibloků (obr.4.3.5 vpravo) spolu s fotonásobiči, je popsáno níže.
Vyšetřovaný objekt W, v němž je distribuována b⁺-radioaktivní látka, je umístěn uvnitř detekčního prstence PET kamery (obr.4.3.5 vlevo). Dojde-li v určitém místě k radioaktivní b⁺-přeměně jádra radioindikátoru, vyzářený pozitron e⁺ se po cca 1-3mm (v závislosti na jeho kinetické energii *) pohybu v tkáni ionizačním brzděním prakticky zastaví a při interakci s elektronem e^- anihiluje: e⁺+ e^- ® 2g, přičemž obě kvanta anihilačního záření g₁ a g₂o energii 511keV se rozletí v protilehlých směrech (t.j. pod úhlem 180°), projdou tkání a jsou koincidenčně zaregistrovány prstencovým scintilačním detektorem ve dvou místech (úhlech j₁ a j₂, na obrázku je označeno: j₁®x₁, j₂®y₁). Snímací prstenec detektorů umístěný kolem vyšetřovaného objektu tedy zaznamená ty fotony, které dopadly ve stejnou dobu na protilehlá místa prstence. Spojnice těchto míst, tzv. koincidenční přímka či přímka odezvy, prochází bodem, v němž došlo k e⁺e^- anihilaci. Množina těchto koincidenčních přímek od jednotlivých dvojic detekovaných anihilačních fotonů (x_i,y_i) pak slouží k rekonstrukci obrazu distribuce pozitronového radionuklidu ve vyšetřovaném objektu - na obr.4.3.5 vpravo.
*) Tento dolet pozitronového záření v tkáni určuje základní mez, pod niž se nelze dostat s rozlišením PET zobrazení. Pro nejčastěji používaný ¹⁸F činí dolet pozitronů v tkáni asi 0,9mm, což je podstaně méně, než činí vlastní rozlišení PET-aparatury. Podrobněji je diskutováno níže v pasáži "Nepříznivé vlivy u PET".
Rozdíly PET oproti planární scintigrafii a SPECT
Zásadním rozdílem oproti klasické planární nebo SPECT scintigrafii je to, že detektory u PET nejsou opatřeny olověnými kolimátory s mnoha otvory, neboť kolimace je realizována elektronicky, což vede k podstatně vyšší detekční účinnosti PET ve srovnání se SPECT (kde je většina záření absorbována v septech kolimátoru). Další rozdíl spočívá v tom, že zobrazovací detektor kamery SPECT se musí otáčet kolem vyšetřovaného objektu (pacienta), aby byly střádány parciální projekce pod různými úhly (tak je tomu u dosavadních SPECT kamer; u nově vyvíjených stacionárních SPECT kamer probíhá akvizice ze všech projekčních úhlů současně). U PET se detektory neotáčejí kolem pacienta, jsou stacionární - prstencové detektory střádají data ze všech projekčních úhlů současně. Výsledný obraz se pak může rekonstruovat průběžně během akvizice.
Koincidenční PET dvouhlavými rotujícími kamerami pro SPECT
V polovině 90.let někteří výrobci scintilačních kamer (jako první firma Adac, dále pak Picker, Elscint, GE a další) vyvinuli speciální elektronické obvody, které umožňovaly provádět pozitronovou emisní tomografii i na běžných dvou-(popř. 3)- hlavých kamerách používaných pro SPECT. Obě hlavy, umístěné naproti sobě a bez kolimátorů, rotovaly kolem vyšetřovaného objektu stejně jako při akvizici SPECT, avšak impulsy se vedly do speciálního koincidenčního zařízení, které zaznamenávalo a vyhodnocovalo impulsy odpovídající současné detekci anihilačních fotonů 511keV oběma protilehlými detektory. Software vyhodnocovacího zařízení pak prováděl rekonstrukci transverzálních řezů stejným způsobem jako u PET.
Toto řešení se zpočátku jevilo jako velmi slibné, neboť by umožňovalo provádět PET i na pracovištích nevlastnících drahé jednoúčelové zařízení, stačila by univerzální dvouhlavá SPECT kamera doplněná vhodnou elektronikou, popř. za použití tlustšího scintilačního krystalu. Zkušenosti z praktického používání však ukázaly, že se jedná o řešení sub-optimální, které detekční účinností ani rozlišením naprosto nemůže konkurovat jednoúčelovým PET-kamerám s prstencovým detektorem. Proto výrobci scintilačních kamer od tohoto řešení brzy ustoupili a nabízejí zvlášť klasické dvouhlavé kamery pro SPECT a zvlášť kamery PET s prstencovým uspořádáním detektorů.

Tři typy koincidencí u PET
Při koincidenční detekci anihilačních fotonů mohou nastat v zásadě tři případy, kdy dochází k současné detekci dvou fotonů g :
¨ Pravé koincidence
- přímá detekce dvojic fotonů pocházejících vždy z jedné e⁺e^--anihilace. Místo anihilace se nachází přesně na přímce mezi protilehlými detektory, což při rekonstrukci vytváří obraz distribuce radioindikátoru. Pro nepříliš vysoké četnosti počet pravých koincidencí roste prakticky lineárně s aktivitou v zorném poli, při vyšších četnostech roste pomaleji vlivem mrtvé doby a při velmi vysokých četnostech dokonce klesá v důsledku zahlcení náhodnými koincidencemi (paralyzabilní efekt mrtvé doby).
¨ Rozptylové koincidence
- jeden nebo oba současně detekované fotony podlehly Comptonově rozptylu, což odchýlilo jejich úhel. Místo anihilace neleží na spojnici detektorů, které které tuto dvojici fotonů registrovaly. Procentuální podíl rozptylových koincidencí roste s (elektronovou) hustotou látkového prostředí a jejich počet opět roste v zásadě lineárně s aktivitou v zorném poli (podobně jako pravé koincidence). Pokud dopadne do některého z detektorů jen jeden z anihilačních fotonů a druhý po Comptonově rozptylu unikne mimo protilehlý detektor, není zaznamenána žádná koincidence.
¨ Náhodné koincidence
- jedná se o detekci fotonů g pocházejících z různých anihilací, které náhodně dopadly do protilehlých detektorů současně (v rámci časového rozlišení koincidence). Místo ani jedné z obou anihilací neleží na spojnici detektorů které je registrovaly. Počet náhodných koincidencí je úměrný druhé mocnině aktivity pozitronového zářiče v zorném poli.
Pouze pravé koincidence vytvářejí správný gamagrafický obraz distribuce pozitronového radionuklidu. Rozptylové a náhodné koincidence jsou parazitní (příslušné koincidenční přímky jsou falešné, neodrážejí skutečnou distribuci pozitronového radioindikátoru - jedná se o tzv. kombinatorické pozadí) a zhoršují kvalitu obrazu - snižují kontrast a zvyšují šum.

Novější typy PET kamer sestávají z několika souosých vedle sebe řazených prstenců detektorů, což umožňuje současné snímání několika transaxiálních řezů; zorné pole v axiálním směru činí u současných přístrojů cca 15cm. V tomto uspořádání se používají dva druhy snímání:
Při tzv. 2D-způsobu jsou mezi jednotlivé detekční prstence vloženy stínící přepážky, takže koincidenční přímky se snímají z každého příčného řezu zvlášť - jen v rovině prstenců, kolmo na osu systému.
Při tzv. 3D-způsobu jsou septa z detektorů vysunuta a koincidenční snímání probíhá i "šikmo" ze směrů mezi rovinami jednotlivých prstenců - vyhodnocují se i koincidence z detektorů v různých prstencích. Může tak být zachyceno podstatně více fotonů, t.j. dosaženo vyšší citlivosti. Je zde však též zvýšená pravděpodobnost náhodných kioncidencí (viz níže), takže tento způsob lze plně využít jen u kamer s rychlejšími detektory na bázi LSO scintilátorů.
Pro zobrazení větších částí těla či pro celotělové zobrazení jsou PET kamery vybaveny vyšetřovacím lehátkem s motoricky řízeným posunem. Výpočetní systém pak nasnímaná data z několika poloh pacienta při rekonstrukci spojí do jednoho velkého celotělového tomografického obrazu.

Scintilační detektory pro PET
Scintilační krystaly
Jak již bylo shora zmíněno, při poměrně vysoké energii 511 keV anihilačního gama záření mají obvyklé scintilační krystaly NaI(Tl) nízkou detekční účinnost. Pro PET jsou vhodnější scintilační materiály s vyšší denzitou pro dosažení vysoké detekční účinnosti při ne příliš velké tloušťce krystalu - aby se v prstencovém detektoru kamery dosáhlo vysoké detekčné účinnosti a dobrého prostorového rozlišení lokalizace scintilací soustavou fotonásobičů. Velmi žádoucí je rovněž krátká doba trvání scintilace (scintilační dosvit), aby mohlo být použito úzké koincidenční okénko - vysoké časové rozlišení pro omezení náhodných koincidencí (a možnosti použití metody TOF - viz níže). Pro detekci záření gama byla syntetizována řada scintilačních materiálů různých vlastností (viz §2.4, část "Scintilátory a jejich vlastnosti"). Pro PET je v zásadě použitelných několik druhů scintilátorů :

Scintilátor :	NaI(Tl)	BaF₂	LaBr₃(Ce)	YAlO₃(Ce) (YAP)	LuPO₄(Ce) (LPO)	Gd₂SiO₅(Ce) (GdSO)	Bi₄Ge₃O₁₂(BGO)	Lu₂YSiO₅(Ce) (LYSO)	Lu₂SiO₅(Ce) (LSO)	Lu Fine Silicate (LFS)	LuAlO₃(Ce) (LuAP)
Hustota [g/cm³]	3,67	4,89	5,1	5,55	6,2	6,71	7,13	7,1-7,4	7,41	7,35	8,34
lmax [nm]	415	220/310	360	350	360	440	480	420	420	425	380
scint. dosvit [ns]	230	0,8	16	30	24	60	300	41	40	33	11/28
h [foton/MeV]	4.10⁴	1,8.10³	6,3.10⁴	1,6.10⁴	1,3.10⁴	8.10³	6.10³	3.10⁴	3.10⁴	3,2.10⁴	9,6.10³

V praxi se používají především těžší scintilátory BGO, nověji pak LSO (v příp. modifikaci LYSO), který má výhodu podstatně kratšího scintilačního dosvitu. Scintilátory LYSO mají podobné vlastnosti jako LSO; složka ytria způsobuje technologicky snadnější růst monokrystalů. Větší procento ytria (vyskytuje se i LYSO o složení Lu_0,6Y_1,4SiO₅:Ce) však snižuje densitu a detekční účinnost oproti LSO.
Na bázi LSO byl dále vyvinut scintilátor LFS (Lutetium Fine Silicate), který má jemnější krystalovou strukturu a kromě základního lutetia, křemíku a kyslíku (LSO) s dopujícím Ce, obsahuje i pečlivě odzkoušené malé příměsi některých dalších prvků jako je Ca, Gd, Sc, Y, La, Eu, či Tb. Dosahuje se tím poněkud lepší energetické rozlišení a kratší scintilační dosvit.
Scintilátor LaBr3:Ce5% (je hygroskopický) s velmi rychlou scintilací se zkouší z hlediska TOF (viz níže).
Vnitřní radioaktivita scintilátorů LSO
Drobnou nevýhodou scintilačních detektorů na bázi lutetia (jako jsou LSO a LYSO) je vyšší radiační pozadí v důsledku vnitřní radioaktivity obsažené ve scintilátoru. Vedle základního stabilního isotopu ¹⁷⁵Lu je totiž v luteriu obsaženo i 2,6% dlouhodobého radioisotopu ¹⁷⁶Lu s poločasem rozpadu 3,8.10¹⁰let - viz §1.4, pasáž "Lutetium". Při jeho radioaktivních rozpadech je emitováno záření beta a gama, které je s vysokou účinností vnitřně detekováno a v každém detektoru způsobuje vnitřní radiační pozadí *) asi 40 impulsů/sec./ l gram LSO (podrobnější analýza byla provedena v §2.4, část "Scintilátory a jejich vlastnosti", pasáž "Vnitřní radioaktivita scintilátorů LSO"). Záření beta je plně absorbováno v každém jednotlivém krystalu nezávisle, takže se při koincidenčním měření neprojevuje (náhodné koincidence jsou zde zanedbatelé). Promptní záření gama, zvláště fotony o energiích 300keV, však mohou z jednotlivých LSO krystalů vyletět a zasáhnout další detektory, kde mohou být okamžitě detekovány - vznikne tím koincidenční událost, přispívající k pozadí v PET obrazu. Takto vzniklé pozadí je zanedbatelně malé vůči tokům měřeného anihilačního záření řádově 10⁶ fotonů/s při klinické scintigrafii. Určité problémy ale mohou vznikat u experimentálních studií PET s nízkými aktivitami řádu jednotek kBq při dlouhých měřících časech (animální PET).
*) Stojí za zajímavost, že typická PET kamera, sestávající z cca 190 bloků LSO krystalů o objemu cca 50cm³, obsahuje úhrnnou vnitřní radioaktivitu ¹⁷⁶Lu asi 2,4 MBq! Každý scintilační detektor o objemu 50cm³ produkuje cca 12500 impulsů/s. radiačního pozadí , což nezanedbatelně zatěžuje elektronické čítací obvody. Při koincidenčním měření vyšších aktivit (cca 100 MBq u pacientů) se to však ve výsledných obrazech prakticky neuplatňuje. Toto "parazitní" záření však může být využíváno pro průběžnou kalibraci a ladění PET detektorů, bez použití fantomových zdrojů.
Fotodetektory pro PET
Pro snímání a elektronickou registraci světelných záblesků ze scintilačních detektorů se u PET používají dva typy fotodetektorů :
×Fotonásobiče
jsou nejčastěji používanými a osvědčenými elektronickými snímači světelného signálu ze scintilačních detektorů - jsou podrobně popsány v §2.4, část "Fotonásobiče". Mají vysoké a lineární zesílení, nízký poměr signál-šum, krátký impuls výstupního signálu (krátkou mrtvou dobu). Jejich částečnou nevýhodou je složitost konstrukce, potřeba vysokého napětí, větší rozměry (nelze je příliš miniaturizovat), vyšší cena, relativně nízká kvantová účinnost a citlivost na magnetické pole.
×Polovodičové detektory
jsou moderní alternativou fotonásobičů. Jejich hlavní výhody jsou: malé kompaktní rozměry (miniaturizace), vysoká kvantová účinnost, nízké napětí, menší cena, necitlivost na magnetické pole. Pro snímání scintilací se používají dva druhy polovodičových fotodetektorů :
- Fotodiody jsou tvořeny p- a n-typem polovodiče v těsném kontaktu v p-n přechodu. Jsou zapojeny v inverzní polaritě na napětí (v závěrném směru). Dopadem fotonu světla jsou excitovány elektron-děrové páry v materiálu polovodiče, čímž diodou projde proudový impuls. Při vyšším napětí dochází i k tvorbě sekundárních elektron-děrových párů a zesílení signálu. Pokud je elektrické napětí nastaveno těsně kolem průrazného napětí p-n přechodu, dojde při dopadu fotonu k lavinovitému nárustu elektron děrových párů - jedná se o lavinovou fotodiodu (avalanche photodiode), pracující v tzv. Geigerově režimu.
- Křemíkové "fotonásobiče" SiPM jsou multipixelové lavinové fotodiody- multipixelové fotonové čitače, jejichž každý element pracuje nezávisle v Geigerově režimu. Výstupní signál je úměrný počtu pixelů, které byly zasaženy fotony, a tedy počtu fotonů detekovaných v záblesku, mají spektrometrické vlastnosti (jsou podrobněji popsány v §2.4, část "Fotonásobiče", pasáž "Polovodičové fotonásobiče SPM").
Bloky detektorů pro PET
Scintilační krystaly s fotonásobiči (nebo polovodičovými fotodetektory) jsou v PET kameře sestaveny do kompaktních scintibloků, rozmístěných po obvodu kruhového gantry. Každý takový scintiblok je tvořen čtvercovým 2D polem krystalů (BGO nebo LSO), spojených s fotonásobiči pomocí světlovodiče - obr.4.3.5 vpravo. Pole krystalů je většinou vytvořeno z jednoho monokrystalu pomocí řezů vyplněných světlo-odrazivým materiálem. Obvyklá konfigurace sestává z krystalu rozměru 5´5 cm a tloušťky 3-5 cm, rozřezaného na pole 8´8 dílčích krystalů, k němuž jsou přes světlovodič přitmeleny 4 fotonásobiče o průměru cca 2cm (na obr.4.3.5 výřez nahoře uprostřed, detailněji v pravé části obrázku). Když foton g záření dopadne na jeden z krystalů, vzniklé scintilační světlo je sdíleno všemi čtyřmi fotonásobiči. Informace o přesné poloze záblesku (souřadnice x,y) v poli krystalů se získá elektronickou analýzou poměru amplitud impulsů na výstupu jednotlivých fotonásobičů, podobně jako u klasické planární gamakamery (bylo popsáno výše v §4.2 "Scintilační kamera", obr.4.2.1; každý PET scintiblok lze považovat za jednoduchou "Angerovu mini-kameru"). Jeden prstenec (ring) detektoru je tvořen cca 48 scintibloky uspořádanými těsně vedle sebe v kruhu o průměru cca 60-70 cm (gantry), celá kamera obsahuje 3-5 takových paralelních prstenců.
Jak bylo shora zmíněno, místo fotonásobičů mohou scintilace z multikrystalu elektronicky snímat matice polovodičových fotodiod, či lépe fotonásobičů SiPM. Blízká budoucnost pravděpodobně patří kompaktním scintiblokům LSO-SiPM, LYSO-SiPM nebo LaBr₃-SiPM. Pro vzdálenější vývoj v PET jsou pak (místo scintibloků BGO/LSO s klasickými fotonásobiči nebo SiPm) perspektivní multipixelové plně polovodičové detektory (např. na bázi CZT). Vedle lepší detekční účinnosti a prostorového rozlišení se tím může dosáhnout i poněkud kratší koincidenční doba (pro lepší TOF). Zatím se experimentálně zkouší na menších modelech PET. Výhodou polovodičových detektorů je též jejich nezávislost na magnetickém poli, což umožňuje použití v hybridních systémech PET/MR.

Rekonstrukce obrazů PET
Během akvizice se nasnímá velké množství souřadnic koincidenčních přímek (řádově miliony koincidenčních detekcí); data jsou ukládána ve formě tzv. sinogramů. Počítačovou rekonstrukcí těchto přímkových průmětů koincidenčních míst se vytvářejí obrazy příčných řezů a z množiny transverzálních řezů pak počítačovou reorientací lze vytvořit řezy pod libovolnými úhly, příp. prostorové 3-rozměrné obrazy podobně jako u SPECT. Při rekonstrukci se používá buď metody (filtrované) zpětné projekce, která však může produkovat hvězdicové artefakty kolem pozitivních lézí, nebo výpočetně náročnější iterativní rekonstrukce, poskytující kvalitnější obrazy bez těchto artefaktů. Další výhodou iterativní rekonstrukce je možnost zakomponovat různé vlastnosti konkrétních přístrojů a metod (jako je homogenita, atenuace, šum, rozlišení) přímo do rekonstrukční procedury. Běžné rekonstrukční metody, analogické jako u SPECT, byly popsány výše v pasáži "Počítačová rekonstrukce SPECT".
................?doplnit speciální modifikace rekonstrukčních procedur ?........

Zobrazovací vlastnosti PET
Oproti klasické jednofotonové planární a SPECT scintigrafii má dvoufotonová koncidenční tomografie PET dvě základní přednosti: podstatně vyšší detekční účinnost (citlivost) a poněkud lepší prostorové rozlišení :
Detekční účinnost (citlivost) PET
Absence klasických kolimátorů a registrace fotonů anihilačního záření současně ze všech směrů, s využitím elektronické kolimace, vede k podstatně vyšší detekční účinnosti (citlivosti) gamakamer PET ve srovnání s klasickými Angerovými kamerami, kde naprostá většina emitovaných gama fotonů není detekována (letí "do prázdna" nebo je pohlcována v septech kolimátorů).
Detekční účinnost či citlivost h přístrojů pro detekci a spektrometrii ionizujícího záření je obecně poměr mezi počtem detekovaných impulsů a počtem přicházejících kvant záření, zavádí se relativní a absolutní účinnost, často se vyjadřuje v % (byla definována a fyzikálně diskutována v §2.1, část "Obecné fyzikální a přístrojové vlivy při detekci a spektrometrii", pasáž "Detekční účinnost a citlivost"). U gamakamer, kde zdrojem gama záření je použitý radionuklid, se citlivost - detekční účinnost - většinou kvantifikuje jako počet impulsů detekovaných kamerou za jednotku času [za sekundu] - cps, vztažený na jednotku aktivity [kBq, MBq] použitého radionuklidu v zobrazovaném zdroji; pro planární/SPECT scintigrafii je to většinou ^99mTc, u PET je to ¹⁸F. Jen vyjímečně se vyjadřuje v % (detekční účinnost-citlivost u klasických gamakamer je diskutována v §4.5, pasáž "Citlivost (účinnost detekce) scintilační kamery").
Detekční účinnost - citlivost - PET kamery je určena několika fyzikálními, geometrickými a technickými faktory, které lze rozdělit do dvou kategorií :
lDetekční účinnost h_danihilačního záření 511keV v detekčních elementech prstence PET. Tato "fyzikální" detekční účinnost h_dprstencově uspořádaných detektorů závisí na tloušťce detekčního materiálu h, jeho hustotě a atomovém čísle - přes lineární součinitel zeslabení m pro gama 511keV je dána koeficientem (1-e^-^m^.h) (detekční účinnost scintilačních detektorů je rozebíraná v §2.4 "Scintilační detekce a spektrometrie záření gama", pasáž "Scintilátory a jejich vlastnosti"; scintilační materiály vhodné pro gama 511keV byly diskutovány výše v pasáži "Scintilační detektory pro PET"). Dále závisí na nastavení okénka amplitudového analyzátoru, scintilačním dosvitu a mrtvé době. Ve větších vzdálenostech od středu se dále projevuje mírné snížení detekční účinnosti v důsledku šikmého úhlu dopadu větší části anihilačních fotonů na detektory. Všechny tyto ostatní individuální vlivy zahrneme do faktoru f. V našem případě koincidenční dvoufotonové detekce PET ve dvou protilehlých detektorech s detekční účinností h_d bude výsledná detekční účinnost dána součinem h_d.h_d, tj. vystupuje v kvadrátu h_d² = [f . (1 - e^-^m^.h)]².
lGeometrická účinnost h_g PET registrace anihilačních fotonů 511keV je dána prostorovým úhlem projekce, pod nímž jsou detekovány anihilační fotony ze zdroje aktivity. Každý radionuklidový zdroj emituje záření izotropně do všech směrů - do prostorového úhlu 4p. Kolem bodového zdroje, umístěného uprostřed detekčního prstence poloměru R, si můžeme vytyčit myšlenou kulovou plochu o tomto poloměru R - její plochou 4pR² budou procházet všechny fotony emitované ze zdroje (kdyby byly detektory rozmístěné nahusto na této kulové ploše, byla by geometrická detekční účinnost 100%). Kruhovým detekčním prstencem šířky S, který má plochu 2pR.S, však z tohoto celkového počtu projde jen část fotonů, daná poměrem ploch 2pR.S/4pR² = S/2R. Má-li PET kamera N paralelních prstenců šířky S a poloměru R, bude geometrická účinnost h_g = N.S/2R (pokud zanedbáme mezery mezi detektory a poněkud šikmé úhly od středu k periferním prstencům). Zvětšením průměru prstence 2R se zmenší celkový projekční prostorový úhel a tím i geometrická účinnost. S rotoucím počtem N detekčních prstenců v PET kameře se naopak zvětšuje projekční úhel a tím i geometrická detekční účinnost.
Vynásobením těchto dvou dílčích faktorů detektorové a geometrické účinnosti můžeme získat výsledný vztah pro celkovou detekční citlivost h PET kamery :
h = [f . (1 - e^-^m^.h)]² . N . S/2R ,
kde f je frakce detekovaných fotonů ve fotopíku s konkrétním nastavením okénka PHA analyzátoru (s příp. úhlovou závislostí v periferních částech), h je tloušťka detektorů, m je lineární součinitel zeslabení použitého materiálu detektorů pro záření gama 511keV (většinou BGO či LSO m=....), R je poloměr detekčního prstence, S je jeho šířka, N je počet detekčních prstenců.
Současné standardní PET kamery se třemi detekčními prstenci průměru cca 70cm, každý tvořený 48 scintibloky BGO/LSO 5x5 cm a tloušťky cca 5cm, dosahují detekční citlivost kolem 7-10 cps/kBq ¹⁸F (u klasických Angerových planárních či SPECT kamer činí detekční citlivost jen cca 0,04-0,3 cps/kBq ^99mTc, podle použitého kolimátoru - tedy téměř 30-100 krát nižší).
Prostorová rozlišovací schopnost PETNahrazení mechanických kolimátorů elektronickou kolimací, vede též k poněkud lepšímu prostorovému rozlišení PET oproti klasickým Angerovým kamerám.
Prostorová rozlišovací schopnost (zkráceně rozlišení) scintigrafického zobrazení je nejmenší vzdálenost [mm] dvou bodových radioaktivních zdrojů v zobrazovaném předmětu, které jsou na scintigrafickém obraze od sebe ještě odlišitelné jakožto dva obrazy. Můžeme ji stanovit jako šířku profilu PSF v obraze bodového nebo čárového zdroje v polovině maximální výšky profilu, přepočítanou na prostorové měřítko v předmětu [mm] - označuje se zkratkou FWHM (Full Width at Half Maximum - celková šířka v polovině maxima; rozlišovací schopnost u klasických gamakamer je diskutována v §4.5, pasáž "Prostorové rozlišení").


Obr.4.3.6. Fyzikální a geometrické vlivy na polohovou rozlišovací schopnost při PET zobrazení. a) Dolet pozitronů h v tkáni (je vyznačen příklad tří doletů v různých směrech - silně zvětšeno) a odchylka letu anihilačních fotonů od 180°. b) Projekčně-geometrická degradace rozlišení vlivem šířky d detektorů. c) Prozařování anihilačních fotonů mezi detekčními elementy způsobuje radiální "astigmatismus" v obrazech periferních částí.

Prostorová rozlišovací schopnost PET zobrazení je opět určena kombinací několika fyzikálních, geometrických a technických faktorů :
¨ Dolet pozitronů v tkáni před anihilací s pozitronem představuje primární fyzikální limit pro rozlišení PET. Pozitrony jsou emitovány z jader vysokou rychlostí - kinetickou energií stovky keV až několik MeV, takže z místa depozice radionuklidu pozitrony doletí v tkáni do určité vzdálenosti (cca 0,5mm-6 mm, podle radionuklidu), než se zabrzdí (termalizují) a při setkání s elektrony (přes pozitronium) anihilují na dvojici fotonů 511keV. Jelikož tedy pozice, ve které vznikají anihilační fotony, jsou poněkud odlišné (a pokaždé jiné) od polohy původních mateřských jader, dochází k určitému rozmazání polohy. Velikost tohoto rozostření závisí na použitém pozitronovém radionuklidu - na maximální a hlavně střední energii emitovaných pozitronů, určující jejich střední dolet h v tkáni (obr.4.3.6a). Pro některé používané pozitronové radionuklidy činí:
....... tabulka ..............
¨ Úhlové rozmazání v důsledku neúplného zabrzdění pozitronů. K elektron-pozitronové anihilaci v tkáni pak dochází s určitou zbytkovou kinetickou energií (pokaždé jinou), takže v laboratorní vztažné soustavě bude úhel vyzáření anihilačních fotonů mírně odlišný od 180°, v průměru o +- 0,25°. Tato úhlová nejistota - variabilita způsobuje drobné geometrické rozmazání, které je úměrné poloměru R detekčního prstence, s hodnotou 0,004.R.
¨ Velikost detektorů - šířka d detekčních prvků je dominantním faktorem projekčně-geometrické degradace rozlišovací schopnosti. Protilehlé detektory konečných (nenulových) rozměrů detekují záření nejen z jediné (středové, osové) koincidenční přímky, ale z celého kuželu úhlů. Vede to ke geometrické nejistotě koincidenční přímky vzhledem ke skutečné pozici anihilace, jejíž pološířka činí d/2 (obr.4.3.6b).
¨ Přesnost dekódování polohy scintilace v rámci scintibloku detekčních elementů, pomocí podstatně nižšího počtu fotodetektorů (např. 4 fotonásobiče na 64 detekčních scintilačních elementů). Nepřesnost tohoto dekódování (optického multiplexování) poněkud degraduje rozlišení. Pro tento příspěvek byla empiricky zjištěna hodnota pološířky cca d/3.
¨ Prozařování anihilačních fotonů mezi detekčními elementy - pronikavé anihilační g záření 511keV může interagovat s několika různými (sousedními) krystaly. Může tím vznikat detekovaný signál i v jiném sousedním krystalu, než na jaký foton primárně dopadá. Tím se může koincidenční přímka chybně přiřadit některému ze sousedních detekčních elementů. K tomuto efektu dochází při dopadu anihilačních fotonů na detekční elementy v šikmém směru, což nastává ze zdrojů vzdálenějších od středu (pro zdroje ve středu r=0 se to neprojevuje a projekce koincidenčních přímek zůstává úzká, daná jen velikostí detekčního elementu) - obr.4.3.6c. Tyto šikmo dopadající fotony mohou interagovat s několika různými krystaly, v závislosti na hloubce průniku do scintilačního materiálu. Radiální projekce zdroje se tím rozšíří trigonometrickým faktorem k . r /Ö(r²+R²), v němž koeficient k je dán hloubkou průniku anihilačních fotonů do scintilátoru - polovrstvou absorbce fotonů 511keV v materiálu detektoru h₁_/2=ln2/m, kde m je lineární součinitel zeslabení gama 511keV v materiálu scintilátoru - obr.4.3.6c. Vzniká tím jakýsi radiální "astigmatismus"*) - asymetrické rozostřování obrazů periferních zdrojů, více vzdálených od středu prstence r=0. Pro detekční krystaly vyrobené ze scintilátorů BGO nebo LSO byla pro koeficient k změřena přibližná hodnota 12,5 . Tento efekt je dobře viditelný na obr.4.3.7 vpravo v obrazech a profilech periferních bodových zdrojů ve vzdálenostech r = 34 a 30 cm, částečně i pro r=20cm (náznakově se projevuje již u r=10cm).
*) Je to trochu podobné astigmatismu v optice - zobrazovací vadě (aberaci) u spojných čoček, projevující se u objektů ve větších vzdálenostech od optické osy, nebo u optických systémů nesymetrických vzhledem k optické ose.
¨ Rekonstrukční algoritmy vytváření výsledných obrazů ditribuce radioindikátoru pomocí množiny koincidenčních přímek vykazují drobné chyby a variace. Projevuje se nerovnoměrnost hustoty koincidenčních přímek vzhledem k poloze zdrojů uvnitř detekčního prstence, různé druhy rekonstrukčních algoritmů a filtrací. Při rekonstrukci tak vzniká určitý společný dodatečný koeficient degradace rozlišení *), pro nějž bylo empiricky stanoveno rozmezí cca 1,2-1,5; použijeme zde přibližnou hodnotu 1,3.
*) V tomto fyzikálním rozboru máme na mysli standardní "klasické" rekonstrukční algoritmy filtrované zpětné projekce či iterativní rekonstrukce OSEM. Neuvažujeme zde speciální rekonstrukční algoritmy se zabudovaným resolution recovery, konstrukčními úpravami a modelováním PSF či filtracemi s využitím inverezní MTF s cílem umělého zlepšení rozlišení. Jde nám zde o ryze fyzikální vlastnosti zobrazení PET, nikoli o možnosti jejich dodatečného počítačového vylepšení (které však může být v praxi užitečné...).
Zmíněné efekty vedou k několika příspěvkům k odezvové funkci PSF bodového zdroje, které mají přibližně Gaussovský tvar. Jejich kvadratickým sečtením (geometrickým průměrem) pak můžeme získat výsledný vztah pro celkové prostorové rozlišení PET zobrazení :
FWHM = 1,3 . Ö [(d/2)² + h² + (0,004.R)² + (d/3)² + (12,5.r)²/(r²+R²)] ,
kde FWHM je výsledná pološířka odezvové funkce bodového zdroje, tj. celkové rozlišení, d je velikost (šířka) detekčního elementu, h je střední dolet pozitronů, R je poloměr detektorového prstence kamery PET, r je radiální vzdálenost zdrojového zářiče od středu prstence (všechny rozměry se uvádějí v milimetrech).
Současné standardní PET kamery se třemi detekčními prstenci průměru cca 70cm, každý tvořený 48 scintibloky tloušťky 3 cm s detekčními elementy velikosti cca 5x5mm, dosahují ve středu prstence prostorové rozlišení v transverzálních řezech kolem 4,2-5 mm*) (klasické planární/SPECT kamery dosahují takového rozlišení pouze těsně u čela kolimátoru; v praktické scintigrafii, kde vzdálenost - hloubka - lézí činí kolem 10cm, však rozlišení nelze dosáhnout lepší než 10-12mm).
*) Malé animální PET kamery o průměru cca 20cm s detekčními elementy šířky cca 0,5-1mm dosahují ještě podstatně lepší rozlišení cca 1-1,5 mm.

Obr.4.3.7. PET obrazy bodových zdrojů ¹⁸F umístěných v různých vzdálenostech r od středu detekčního prstence. Analýzou ROI a profilových křivek těmito obrazy byly změřeny hodnoty detekční účinnosti h a prostorového rozlišení FWHM (měřili jsme na PET kameře GE Discovery IQ na KNM FN Ostrava).
U posledního periferního bodového zdroje ve vzdálenosti r=34cm byla již část jeho obrazu odřezána okrajem zorného pole.
Měření bylo provedeno pomocí jednoduchého uspořádání popsaného v práci "Fantomy a fantomová měření", část "Tomografické fantomy", pasáž "Jednoduchý improvizovaný fantom pro měření zobrazovacích vlastností PET kamery".

Naše měření prostorového rozlišení a detekční citlivosti na PET obrazech bodových zdrojů, umístěných v různých vzdálenostech od středu detekčního prstence, je vyznačeno na obr.4.3.7. Je zde zřetelně vidět efekt radiálního astigmatismu v obrazech a profilech periferních bodových zdrojů ve vzdálenostech r = 34 a 30 cm, částečně i pro r=20cm (náznakově se projevuje již u r=10cm). Z podobných důvodů (v důsledku šikmého úhlu dopadu větší části anihilačních fotonů na detektory) se ve větších vzdálenostech od středu též projevuje mírné snížení detekční účinnosti.

TOF - časová lokalizace místa anihilace
Shora popsaná základní (konvenční) metoda PET nedává žádnou informaci o místu anihilace na koincidenšní přímce, všem pixelům na koincidenční přimce je přiřazena stejná pravděpodobnost anihilace, obraz je tvořen jen průsečíky koincidenčních přímek. Zvyšování rychlosti elektroniky a zavádění detektorů s vysokým časovým rozlišením (jako jsou LSO scintilátory) však postupně umožňuje využít další důležitý "informační kanál" anihilačního záření pro PET: je jím měření tzv. TOF (Time Of Flight) - doby letu fotonů g z místa anihilace. Tyto fotony se do protilehlých směrů rozlétají rychlostí světla c=300000 km/s. Pokud dojde k anihilaci uprostřed koincidenční přímky "0", jsou oba fotony detekovány přesně současně. Pokud však došlo k anihilaci mimo střed, ve vzdálenosti Dx, foton g₁ bude mít do detektoru dobu letu TOF₁=x₁/c, zatímco druhý foton g₂poletí nepatrně odlišnou dobu TOF₂=x₂/c - viz obr.4.3.8. Z časového rozdílu t₂-t₁ = TOF₂-TOF₁ pak lze zjistit radiální souřadnici Dx místa anihilace na koincidenční přímce: Dx = c.(t₂-t₁)/2.

Má-li koincidenční detekce anihilačního záření dostatečně krátké časové rozlišení, může být změřena časová diference mezi detekcí obou anihilačních kvant g, což umožňuje (aspoň v principu) stanovit místo na koincidenční přímce Dx, kde došlo k anihilaci a odkud byly oba fotony vyzářeny *) - obr.4.3.8. Vnáší se tím do systému dodatečná informace o poloze odezvy detektoru.
*) Pokud bychom dokázali měřit časové diference příchodů anihilačních fotonů s pikosekundovou přesností, stačila by nám tato informace ke stanovení míst anihilace a dosažení PET zobrazení přimo. Nebylo by pak ani potřeba provádět rekonstrukci kvantifikací průsečíků koncidenčních paprsků, ale obraz příčného řezu by mohl být (v polárních souřadnicích) střádán přímo. Nejednalo by se zde již o koincidenční přímky, ale o koncidenční body. K tomu však zatím nemáme dostatečně rychlou elektroniku a detekční techniku...
Časové rozlišení stávajících přístrojů zatím neumožňuje přesnou TOF lokalizaci míst anihilace, avšak i přibližná lokalizace místa vyzáření anihilačních fotonů by mohla umožnit zkrátit úsečku odezvy, zdokonalit rekonstrukční proceduru a zlepšit poměr signál-šum ve výsledných obrazech. Obecná analýza poměru signál-šum SNR ve scintigrafických obrazech a jeho vlivu na rozpoznatelnost lézí byla provedenena shora v části "Kvalita scintigrafického obrazu - rozpoznatelnost lézí". Tam bylo ukázáno, že tento poměr SNR = (A-B)/ÖB, kde A je počet užitečných impulsů a B je počet impulsů pozadí. Máme-li při PET na celé koncidenční úsečce délky D (dané průměrem D=2.R prstence detektorů) celkový počet impulsů pozadí B_D, pak na jejím úseku FWHM_TOF, vybraném šířkou okénka délkového rozlišení TOF, bude tento počet impulsů pozadí zmenšen na B_TOF=B_D.(FWHM_TOF/D), přičemž počet užitečných impulsů A zůstává stejný; to platí pro všechny koincidenční přímky. Použití TOF lokalizace místa anihilace na koincidenční přímce tedy vede ke zlepšení poměru signálu k šumu faktorem SNR_D/SNR_TOF = [D/FWHM_TOF]^1/2.
TOF nemá přímý vliv na zlepšení prostorového rozlišení FWHM kamery PET, pokud se obraz PET rekonstruuje pomocí průsečíků koincidenčních přímek - to plyne z výše uvedené geometrické analýzy podle obr.4.3.6. Pouze tehdy, když by se délkové rozlišení FWHM_TOF podařilo snížit na hodnotu několika milimetrů, by rekostrukce PET mohla probíhat s významným využitím parametru Dx podle obr.4.3.8, a TOF by tím mělo vliv i na prostorové rozlišení PET (v krajním případě dokonalého TOF by jeho délkové rozlišení dokonce mohlo být určující pro výsledné prostorové rozlišení PET - to však zatím "nehrozí"..!..).
TOF je stále ve stádiu technického vývoje. Počáteční enthusiasmus se zatím nenaplnil, metoda je spíše příslibem do budoucnosti pro další generace PET kamer. U současných typů PET kamer (r.2010-15) s instalovaným TOF časové rozlišení TOF činí asi 500-600 pikosekund, čemuž odpovídá možnost rozlišení místa anihilace na koincidenční přímce cca 15-18 cm. Parametr TOF je v klinické scintigrafické diagnostice zatím jen minimálně využitelný. Analýza TOF bude relevantní až tehdy, když se jeho délkové rozlišení z nynějších 15 cm podaří zlepšit na cca 5-2 cm.
Zlepšení TOF časového rozlišení na méně než 400 ps lze očekávat zavedením speciálních scintilátorů (jako je lanthan-bromid LaBr3) a moderních fotodetektorů (křemíkové fotonásobiče SiPM). Data se nahrávají a rekonstruují ve formátu LIST-mode, iterativní rekonstrukční procedury (3D list mode TOF MLEM, OSEM,...) mají zabudovány speciální korekční algoritmy, obsahující údaje z kalibračních měření. Zatím však nelze očekávat "žádné zázraky"..!.. - TOF bude asi ještě dlouho zůstávat převážně fyzikálně-technickou zajímavostí...

Nepříznivé vlivy u PET a jejich korekce
Podobně jako u planární a SPECT scintigrafie, i u PET-zobrazení se vyskytují některé nepříznivé a rušivé vlivy, zhoršující kvalitu obrazů. Zmíníme zde několik významnějších nepříznivých vlivů, z nichž první čtyři jsou známé i z planární a SPECT scintigrafie, další jsou specifické pro dvoufotonovou PET :

O úskalích a možných chybách korekčních metod zde platí v zásadě totéž, co bylo shora uvedeno v pasáži "Chyby a úskalí korekčních metod - korekční artefakty" u scintigrafie obecné.

Konstrukční provedení gamakamer PET
Základem každé gamakamery PET (pro niž se vyskytuje i méně vhodný název "PET scaner") je kruhový prstenec detektorů průměru 60-80cm, registrujících dvojice fotonů anihilačního gama záření o energii 511keV v koincidenčním režimu z protilehlých směrů. Prstenec sestává z většího počtu detektorů (věšinou scintilačních), jejichž scintibloky (viz obr.4.3.5 vpravo) jsou v několika paralelních koncentrických řadách upevněny na gantry, jehož vnitřním válcovým "tunelem" projíždí lehátko s pacientem. Pohyb lehátka je poháněn servomotorkem, zajišťujícím přesný počítačem řízený posun tak, aby se obrazy snímané prstenci z jednotlivých částí těla skládaly do výsledného PET obrazu (někdy i celotělového), včetně on-line fúze s RTG obrazy CT.

Obr.4.3.9.
Vyšetřovna pozitronové emisní tomografie PET/CT na Klinice nukleární medicíny FN Ostrava.
Uprostřed je základní přístroj PET/CT (GE Discovery). Po stranách a na stropě laboratoře jsou instalovány zaměřovací a navigační laserové pointery pro plánování radioterapie. V zadní části vpravo je na stojanu aplikátor kontrastní látky pro CT.

Současné PET přístroje jsou dvoumodalitní - PET/CT pro posouzení přesné anatomické lokalizace zobrazených lézí pomocí fúze s rtg obrazy CT (příp. PET/MRI pro fúzi s obrazy nukleární magnetické rezonance). Vedle PET prstence je na tomtéž gantry nainstalován i prstenec CT (či MRI), kterým řízeně projíždí lehátko a současně s PET zobrazením in-line vytváří u pacienta i obrazy CT (příp. MRI). Vedle fyziologicko-anatomické korelace zde obrazy CT poskytují i denzitní mapy pro korekci atenuace anihilačního záření gama v tkáních u PET.
Zařízení někdy obsahuje i optické zaměřovací a navigační lasery pro přesnou lokalizaci lézí při vymezování ROI v rámci ozařovacího plánu s využitím obrazů PET.

Použití scintigrafie PET
Oblasti klinického využití pozitronové emisní tomografie v nukleární medicíně jsou dány, podobně jako u emisní planární a SPECT scintigrafie, především vlastnostmi příslušných radiofarmak, zde tedy radiofarmak značených pozitronovými radionuklidy (tyto radionuklidy a radiofarmaka jsou stručně popsány v §4.8 "Radionuklidy a radiofarmaka pro scintigrafii"). Nejdůležitější oblastí využití PET je onkologická diagnostika - zjišťování lokalizace a povahy nádorů, která činí více než 90% všech PET vyšetření (§4.9.6 "Scintigrafická diagnostika v onkologii" a §3.6, část "Diagnostika nádorových onemocnění"). Pro posouzení přesné anatomické lokalizace zobrazených lézí se používá fúze PET s rtg obrazy CT - dvoumodalitní PET/CT, příp. s MRI obrazy (PET/MRI).

Obr.4.3.10. Příklad scintigrafie PET/CT s ¹⁸FDG u pacienta s lymfomem.
Na PET obrazech jsou patrná vícečetná ložiska zvýšeného metabolismu glukózy v lymfatických uzlinách krku, axily vlevo, mediastina, retroperitonea, pánve a třísla, svědčící pro viabilní nádorovou neoplazii.
Fyziologicky se 18-FDG deponuje v mozku, v dutém systému ledvin, močovém měchýři, lehce difúzně v játrech a ve slezině, častá bývá akumulace v myokardu.
Na transverzálním řezu je separátně zobrazeno výrazné ložisko v oblasti nadkličku (vyznačeno šipkami) pro posouzení metabolické akumulace pomocí hodnoty SUV [g/ml.]:
SUVmax ložiska v nadkličku je 11,5 , při referenčním SUVmax jater 2,9 a mediastina 1,4 .

( PET/CT obrazy pořídil
MUDr. Martin Havel, Ph.D.,
vedoucí pracoviště PET/CT
KNM FN Ostrava )

Na obecné rovině se PET velmi dobře uplatňuje na poli posuzování metabolické aktivity nádorů, proliferace, hypoxie tkáně, hustoty exprimovaných receptorů v buňkách.
Konkrétně se zde využívá farmakokinetických vlastností především ¹⁸F-deoxyglukózy FDG (dále též ¹⁸FLT, ¹⁸F-cholinu), která se selektivně vychytává v nádorových buňkách se zvýšeným metabolismem sacharidů - zobrazuje se metabolická buněčná aktivita tkání (zatímco rtg a ultrasonografie zobrazuje jen morfologickou stránku). Maligní nádory se většinou vyznačují hypermetabolismem glukózy. Tato metoda je proto vhodná i pro monitorování odezvy nádorové tkáně na terapii, neboť se pomocí ní zobrazuje metabolicky aktivní nádorová tkáň, na rozdíl od buněk inaktivovaných; lze tak sledovat terapeutickou odpověď - "úspěšnost" terapie. Je m.j. schopna rozpoznat recidivu nádoru od jiných procesů (např. od následků dřívější léčby nádoru), viz §3.6, část "Modulace ozařovacích svazků". Monitorování terapeutické odpovědi pomocí PET spočívá v porovnávání metabolické aktivity nádoru před začátken léčby a po aplikaci terapie. Ke změně metabolismu nádoru totiž dochází dříve, než ke změně jeho rozměrů, posuzovaných morfologickými zobrazovacími metodami rentgenovými či sonografickými. PET lze využít též k detekci zánětlivého procesu v organismu (§4.9.6 "Onkologická radionuklidová diagnostika. Scintigrafie zánětů"), v kadiologii pro diagnostiku viability myokardu (§4.9.4 "Nukleární kardiologie").
Metabolická aktivita nádorových lézí se na obrazech PET často kvantifikuje pomocí hodnot SUV - z obecného hlediska bylo rozebíráno výše v §4.2 "Kvalita scintigrafického zobrazení", pasáž "Kvantifikace pozitivních lézí - SUV". Byly tam diskutovány některé fyzikální a biologické faktory, které mohou zkreslovat absolutní SUV kvantifikaci a doporučena relativní SUV kvantifikace pro porovnávání metabolické aktivity lézí u konkrétních pacientů před a po terapii. U PET zobrazení pomocí ¹⁸F-FDG k tomu přistupuje ještě hladina glukózy v krvi - jeji zvýšená hodnota snižuje akumulaci FDG, čímž dochází k podhodnocení SUV.
PET(/CT) se tak stala významnou funkční zobrazovací metodou při primární diagnostice, stagingu, posuzování terapeutické odpovědi, vyhledávání recidivy či re-stagingu řady onkologických onemocnění. Obrazy PET mohou být též s výhodou použity pro plánování radioterapie. Podrobněji je diskutováno v §3.6, část "Diagnostika nádorových onemocnění".
U PET scintigrafie s nejčastěji používanou ¹⁸F-FDG je problémem fyziologická proměnlivá (někdy značně vysoká) akumulace FDG v řadě zdravých viabilních tkání, především v mozku a myokardu (viz obr.4.3.10). Pro detekci mozkových metastáz nebo menších perfúzních defektů myokardu tedy PET s FDG není vhodná. Nespecifická zvýšená akumulace FDG je pozorovaná i u zánětlivých procesů, hojení ran, po chirurgických zákrocích. Zobrazené místo se zvýšeným příjmem glukózy nemusí být vždy tumorem...
Perspektivní je proto použití dalších radiofarmak a pozitronových radionuklidů (§4.8, pasáž "Radionuklidy a radiofarmaka pro PET") jako je galium ⁶⁸Ga, zirkonium ⁸⁹Zr, jód ¹²⁴I, měď ⁶⁴Cu (pro PET) a beta^- ⁶⁷Cu (pro terapii), skandium ⁴⁴Sc (pro PET) a beta^- ⁴⁷Sc (pro terapii), příp. smíšené alfa-beta⁺ terbium ¹⁴⁹Tb (pro PET i alfa-terapii). Těmito radionuklidy lze označovat především monoklonální protilátky pro PET diagnostiku a provádět následnou biologicky cílenou radionuklidovou terapii - teranostiku (§4.9, pasáž "Kombinace diagnostiky a terapie - teragnostika").
Zajímavá alikace PET se v poslední době objevila v tzv. hadronové radioterapii (§3.6 "Radioterapie", část "Hadronová radioterapie"), kde ozařování vysokoenergetickými nabitými částicemi v ozařované tkáni způsobuje m.j. jaderné reakce, při nichž vznikají pozitronové radionuklidy. Při ozařování urychlenými uhlíkovými jádry ¹²C vzniká i pozitronový radionuklid ¹¹C, jehož distribuci můžeme zobrazit metodou PET. PET kamerou instalovanou na ozařovači hadronové radioterapie tak můžeme monitorovat rozložení dávky v cílové tkáni a v okolí - tzv. in-beam PET monitoring - a tím kontrolovat průběh radioterapie (viz obr.3.6.6 v §3.6).
PET se též používá v neurologii k diagnostice mozkové činnosti a perfuze. Oblast mozku, která je aktivní, má zvýšené hromadění radiofarmaka, což může sloužit k posouzení mozkové aktivity a její souvislosti s některými psychicko-neurologickými poruchami (m.j. i u Alzheimerovy choroby). Dále je to scintigrafická diagnostika zánětlivých procesů a vyšetření myokardu, kde na základě konsumpce speciálních pozitronových radiofarmak lze posuzovat perfuzi a viabilitu myokardu (viz níže §4.9.4, část "Perfuze myokardu").
Pro klinické aplikace je velmi důležitá fúzní kombinace PET scintigrafie s rentgenovým CT zobrazením (anatomickým - §3.2, část "Transmisní rtg tmografie CT"), které poskytuje vizualizaci morfologických a anatomických struktur s vysokým prostorovým a denzitním rozlišením. Tyto informace získané z CT mohou být použity ke zvýšení přesnosti lokalizace, rozsahu a charakteru lézí zjištěných na obrazech PET. Rentgenové CT tak doplňuje funkční informaci, získanou PET s pomocí radiofarmaka, o lokalizační anatomické informace. U moderních přístrojů je toto realizováno on-line v dvoumodalitním hybridním PET/CT systému - viz níže §4.6, část "Hybridní tomografické systémy". Tato kombinace též umožňuje kvalitní korekci na absorbci (atenuaci) anihilačního g záření v tkáni. V poslední době se vyskytuje i hybridní kombinace PET/MRI.
Pozitronová emisní mamografie (PEM)
Metoda PET s použitím vhodných nádorově akumulujících radiofarmak (většinou ¹⁸FDG, příp. FLT) se přirozeně využívá i v dignostice karcinomu prsu. Specifické anatomické poměry prsů a vlastnosti mamárních lézí však vedly ke snaze vyvinout menší jednoúčelové - dedikované, optimalizované - PET zobrazovací přístroje, které by měly vyšší rozlišovací schopnost pro drobné léze, typické u nádorových postižení prsu. A též kratší dobu akvizice než u celotělových PET a aplikaci nižší aktivity radioindikátoru. Byly vyvinuty v zásadě dvě technická řešení těchto specializovaných přístrojů pro pozitrovou emisní mamografii PEM :
- První se svým designem podobá klasické RTG mamografii s kompresí, jen rentgenka a detektor jsou nahrazeny dvěma plochými PET zobrazovacími kamerami (na obr.4.3.11 vlevo), mezi něž se vkládá prs s vhodnou kompresí.
- Druhý systém je prstencový PET detektor kruhově uspořádaných scintibloků (cca 48), podstatně menších rozměrů než celotělový PET (O cca 20cm), většinou jeden prstenec do kterého se zasunují nekomprimovaná prsa. Prsa visí volně uvnitř detektoru umístěného pod lehátkem s otvorem, na němž leží pacientka - obr.4.3.11 vpravo.

Obr.4.3.11. Konstrukční provedení přístrojů pro pozitronovou emisní mamografii PEM.
Vlevo: Kompresní PEM mamograf s plochými PET detektory. Vpravo: Prstencový PEM mamograf s volně vloženými prsy bez komprese.

V obou případech se provádí koncidenční detekce dvojice anihilačních fotonů protilehlými detektory, s počítačovou rekonstrukcí obrazů příčných řezů, stejně jako v klasické PET. Výhodou těchto optimalizovaných PEM přístrojů je lepší prostorová rozlišovací schopost (cca 2-3 mm), umožňující detekovat i malé léze v prsou (v případě dobré akumulace i pod 1cm).
I když malé přístroje PEM jsou podstatně levnější než velké univerzální (celotělové) kamery PET, metoda pozitronové emisní mamografie nedoznala většího rozšíření (na rozdíl od široce používané RTG mamografiie - §3.2, pasáž "RTG mamografie"). Jedním z důvodů je pozitronové radiofarmakum s krátkým poločasem, které je mimo větší pracoviště nukleární medicíny obtížně dostupné. Slouží jen jako doplňková metoda k mamografii RTG, sonografické nebo MRI. Pro zobrazení komplexnějšího rozsahu onemocnění je však stejně potřeba provést zobrazení PET ve větším rozsahu, včetně uzlin a příp. metastáz. PEM je specializovaná okrajová metoda, která se ojediněle používá především v USA a Japonsku v několika větších komplexních onkologických centrech...
Specializované PEM přístroje ve světě dodávají jen dva výrobci: CMR Naviscan, California, USA a IHEP - GaoNeng Medical Equipment, Hangzhou, Čína.

Neutrony stimulovaná emisní počítačová tomografie NSECT
NSECT (Neutron Stimulated Emission Computed Tomography) je nová (a zatím pokusná) metoda spektroskopického zobrazení koncentrace některých prvků v organismu s pomocí interakce neutronů. Na rozdíl od konvenční emisní počítačové tomografie SPECT (nebo PET) zde záření gama není vyzařováno radioaktivními isotopy, ale stabilními isotopy, u nichž je emise g-záření (charakteristické energie) stimulována nepružným rozptylem rychlých neutronů, kterými je analyzovaná oblast zvnějšku ozařována. Tyto stabilní isotopy mohou být buď přirozenou součástí vyšetřované tkáně, nebo mohou být zavedeny jako molekulární indikátory (podobně jako kontrastní látky nebo radiondikátory), např. metabolickou cestou.

Obr.4.3.12. Princip neutrony stimulované emisní počítačové tomografie NSECT.

Analyzovaná oblast (vzorek, tkáň) je ozařována svazkem rychlých neutronů (energie cca 7-10 MeV) z vhodného kolimovaného neutronového zdroje - elektronického neutronového generátoru (§1.5, část "Urychlovače", pasáž "Urychlovače jako neutronové generátory") nebo radioisotopového zdroje (.....). Tyto neutrony se srážejí s jádry atomů ozařovaného materiálu, přičemž dochází v zásadě ke třem druhům interakcí (viz §1.6, pasáž "Neutronové záření a jeho interakce"). Pro naše účely je důležitý nepružný rozptyl neutronů, při němž neutron předá jádru část své kinetické energie a ta způsobí zvýšení jeho vnitřní energie - excitaci jádra. Při návratu jádra do původního stavu (deexcitaci vzbuzených jaderných hladin) se vyzáří foton záření gama o přesně určené charakteristické energii, dané druhem jádra. Tyto energie sekundárního g-záření z excitovaných jader se pohybují v rozmezí od desítek keV až asi do 6 MeV. Spektrometrickou detekcí tohoto g-záření lze stanovit, jaké prvky jsou zastoupeny (podle energie linie g) a v jaké relativní koncentraci (podle intenzity - počtu fotonů v příslušném píku). Gamagrafickou detekcí (gamakamerou*) lze stanovit prostorovou distribuci těchto g-emitujících jader. Nebo spektrometrický detektor může snímat záření gama pod různými úhly. Počítačovou rekonstrukcí poloh (úhlů) a energií tohoto neutrony stimulovaného g-záření lze vytvořit 3D mapy (gamagrafické obrazy) prostorového rozložení koncentrací specifických chemických prvků ve vyšetřované tkáni.
*) Energie g-fotonů, emitovaných ze vzbuzených hladin stabilních jader při neutronové excitaci, je většinou příliš vysoká pro zobrazení standardními gamakamerami. Jsou to stovky keV až několik MeV (např. pro ¹⁶O je Eg=6MeV, pro ¹²C je Eg=4,5MeV). Pro takové energie mají kolimátory gamakamer špatné prostorové rozlišení i světelnost a používané scintilační krystaly jsou příliš tenké pro dosažení rozumné detekční účinnosti; rovněž spektrometrické vlastnosti nejsou dobré. Proto se v dosavadních experimentálních metodách používají spektrometrické detektory neposkytující prostorovou informaci, ale jen energetické spektrum. Informace o poloze analyzovaných atomů se získává buď rotací detektoru opatřeného kolimátorem a snímáním z různých úhlů, nebo rotačním skenováním vyšetřovaného objektu úzce kolimovanými neutronovými svazky. Při tomto druhém způsobu dráha neutronového svazku definuje geometricku pozici vyšetřovaných objemů a spektrometrický detektor snímá integrálně všechny fotony emitované excitovanými jádry podél dráhy neutronového svazku (tedy tu část fotonů, která se do detektoru dostane). Nežádoucí impulsy pozadí mohou být výrazně zredukovány použitím koncidenčního zapojení spektrometru, trigrovaného pulsním režimem neutronového generátoru. Následuje počítačová rekonstrukce dat z jednotlivých projecí. Takto vzniklý obraz je v principu vlastně 4-D: pro každý voxel 3-D obrazu je uložena i informace o energii g-záření ® zastoupení různých prvků. Volbou konkrétní energie (energetického okénka) se získává obraz rozložení odpovídajícího konkrétního prvku.
Pozn.: Pro gamagrafii tohoto tvrdého g-záření lze v principu použít speciální Comptonovy kamery (popsané výše v části "Nové a alternativní fyzikální a technické principy gamagrafického zobrazení", passáž "Gamakamery pro vysoké energie"), které jsou však zatím též experimentální.
Metodou NSECT lze v zásadě zobrazit distribuci všech prvků a jejich isotopů, s výjimkou vodíku (jehož jádra nemají excitované hladiny a proto nedochází ke stimulované g-emisi) a hélia (které má příliš vysokou excitační energii 25MeV). Neutrony jsou pronikavé částice, takže mohou být excitovány a zobrazeny i struktury v hloubce organismu, s příp. korekcí absorbce (atenuace) primárního neutronového záření i registrovaného stimulovaného g-záření. Diagnostický potenciál NSECT je dán skutečností, že relativní zastoupení různých prvků, včetně stopových, je rozdílné pro různé druhy tkáně. Jemně se liší též mezi zdravou a nádorovou tkání. Metoda se zatím zkoušela u časné diagnostiky nádorů prsu a plic. Kromě laboratorních experimentů zatím NSECT nebyla realizována, zůstane asi jen fyzikálně-technickou zajímavostí....
Poznámka: NSECT má některé analogie a společné aspekty s jinými metodami neutronové analýzy materiálů, především neutronovou aktivační analýzou NAA (INAA), popsanou v §3.4, část "Neutronová aktivační analýza". Pro speciální účely biologického výzkumu se ojediněle používá i neutronová aktivační analýza in vivo: příslušná část organismu se ozáří neutrony (z reaktoru nebo neutronového generátoru) a následuje standardní gamagrafické zobrazení distribuce indukované radioaktivity beta doprovázené fotony gama, mapující rozložení zkoumané látky v tkáních a orgánech.

4.4. Hradlovaná fázová scintigrafie
V našem organismu (jakož i u všech vyšších živočichů) se nacházejí dva důležité orgány, které z časového hlediska pracují periodicky :
- Srdce, které pravidelnými stahy - systolou a diastolou srdečních komor a síní - funguje jako "čerpadlo" zajišťují cirkulaci krve v organismu.
- Plíce, které svými dýchacími pohyby - smršťováním a rozšiřováním, nádechem a výdechem - uskutečňují výměnu vzduchu a okysličování krve v organismu a odvod oxidu uhličitého.
Tyto periodické děje nejsou přesně pravidelné a konstantní, jejich frekvence kolísá a individuálně se liší, podle zdravotního a psychického stavu a především fyzické zátěže. Srdeční frekvence v klidovém stavu bývá cca 55-75 pulsů/min., dechová frekvence kolem 15-20 vdechů/min. Při intenzívní fyzické zátěži však může stoupnout i na 2-3-násobek - potřeba rychlejšího přečerpávání krve srdcem a rychlejší výměny kyslíku a CO₂ dýcháním.
Při této periodické činnosti dochází k poměrně rychlým pohybům jednotlivých částí srdce a plic vůči sobě i vzhdem k okolním tkáním a orgánům. Tyto pohyby mohou při scintigrafické diagnostice působit rušivě - způsobovat pohybové rozmazání příslušných struktur ve scintigrafickém obraze.
Při scintigrafické analýze vlastních periodických dějů v organismu však lze této periodicity s výhodou využít v metodickém přístupu, který se nazývá hradlovaná či gejtovaná scintigrafie (angl. gate = brána, vrata, hradlo). Vedle scintigrafických impulsů z kamery se snímá i další elektrický signál - EKG, či dechový - který vhodně řídí (spouští, hradluje, gejtuje) průběh akvizice.

Fázová scintigrafie rychlých periodických dějů - srdeční činnosti
Dynamická scintigrafie s časem rychle proměnné distribuce radioaktivity naráží na principiální fyzikální a technické problémy. Aby byla věrně zachycena dynamika sledovaného procesu, je nutno použít co nejlepší časové rozlišení, tj. vysokou frekvenci krátkodobých snímků. Statistický charakter radioaktivního rozpadu pak vede ke značným statistickým fluktuacím měřených impulsů v obraze. Relativní statistické fluktuace jsou dány výrazem 1/ÖN, kde N je počet impulsů v obrazové buňce nastřádaný za dobu jednoho snímku. Při vysokém časovém rozlišení je čas střádání jednoho snímku velmi krátký (řádu 10^-2s), počty nastřádaných impulsů malé a statistické fluktuace jsou velmi značné *). Východiskem nebývá ani enormní zvýšení aplikované radioaktivity (to většinou není možné i z jiných důvodů, především radiohygienických), protože vlivem mrtvé doby nestačí detekční zařízení tak rychlý tok impulsů účinně zpracovávat.
*) Pro věrné zachycení srdeční činnosti je nutné srdeční cyklus rozdělit na velmi krátké časové intervaly; jelikož cyklus trvá přibližně 1 sekundu, střádací doba jednoho snímku by měla být zhruba 0,03 sekundy. Při této extrémně krátké měřící době jsou statistické fluktuace zaznamenávané četnosti impulsů tak velké (desítky %), že nedovolují jednotlivé snímky hodnotit. Na takových snímcích by ani nebylo poznat, o jaký orgán se jedná - byla by vidět jen sprška chaoticky rozházených bodů.
Provést podrobnou dynamickou scintigrafii jednoho srdečního cyklu se tedy na první pohled zdá být zcela nemožné. Naštěstí zde však jsou dvě příznivé okolnosti:
1. Srdeční činnost je periodickým dějem (platí to aspoň přibližně) ;
2. Srdeční činnost je doprovázena (resp. spouštěna) elektrickými signály, které lze zevně detekovat .

  V případě, kdy sledovaný děj je periodický, tj. distribuce radioaktivity je periodickou funkcí času, je situace podstatně příznivější. Označíme-li scintigrafickou odezvovou funkci f(x,y,z,t), kde x,y,z jsou polohové souřadnice, t je čas, pak pro periodický děj bude platit: f(x,y,z,t) @ f(x,y,z,t+k.T), k=0,1,2,...., T je perioda ("@" znamená, že rovnost platí pouze v průměru, až na statistické fluktuace rozpadu a registrace). Dynamický scintigram takového děje je pak v principu dán scintigrafickou studií jen jedné periody (cyklu). A naopak, periodičnost procesu nabízí možnost vytvořit dynamickou studii jednoho cyklu (periody) s velmi vysokým časovým rozlišením a zároveň s vyhovující "statistikou": změříme s vysokým časovým rozlišením několik set jednotlivých cyklů tak, jak jdou za sebou, a výsledky pak synchronně složíme (nasumujeme) snímek po snímku na základě periodičnosti tak, aby vznikla dynamická studie jen jednoho cyklu:
         F_N(x,y,z,t) = _k=1S^{^N} f [x,y,z,t+(k-1).T] , t Î < 0,T ) .
Takto synchronně složenou studii F_N(x,y,z,t) budeme nazývat fázovou dynamickou scintigrafickou studií - jedná se o studii jednoho "průměrného" či "reprezentativního" cyklu, složenou z N běžných cyklů periodického děje.
  Toto lze přímo (bez dodatečných informací) provést pomocí počítače v případě, že perioda T je přesně známá a konstantní. V praxi však toto není většinou splněno, např. srdeční frekvence poněkud kolísá. Ze statisticky silně rozptýlených dat počítač naprosto "nepozná" jednotlivé fáze periodického děje a nemá potom tedy podle čeho synchronně skládat. Proto je nutno do počítače navíc zavádět z vnějšku určité synchronizační impulsy (značky), které umožňují přesně stanovit konec jednoho a začátek dalšího cyklu. V případě srdeční činnosti takovými synchronizačními čili gatovacími impulsy mohou být signály z EKG (R-vlny), pomocí nichž počítač "pozná" vždy konec jednoho a začátek dalšího cyklu.

Obr.4.4.1. Vlevo: Schéma vytváření hradlované fázové dynamické scintigrafie srdečního cyklu na základě scintigrafických dat z kamery a synchronizace odvozené od R-vlny EKG.
Vpravo: Obrazy z mnoha různých srdečních cyklů se synchronně sčítají tak, že se vytvoří série snímků zachycujících jediný průměrný cykl.

Princip konstrukce fázové dynamické studie srdečního cyklu je znázorněn na obr.4.4.1. Počítačový program rozdělí časový interval mezi dvěma R-vlnami na krátké intervaly o délce Dt =T/(počet snímků na cykl), kde počet snímků na cykl se volí obvykle 32, někdy 16. Signál odvozený z R-vlny (elektronicky z její náběžné hrany) určuje začátek srdečního cyklu. Impulsy odpovídající počátku srdečního cyklu v intervalu 0 až Dt se zaznamenávají do prvního snímku v paměti počítače. V době od Dt do 2.Dt se impulsy střádají do druhého snímku, v době od 2.Dt do 3.Dt do třetího snímku atd. Stejným způsobem se rozdělí doba trvání dalšího srdečního cyklu, jehož začátek signalizuje počítači další R-vlna z EKG; impulsy registrované během prvního intervalu Dt se přičítají na prvý obraz předchozího srdečního cyklu, impulsy registrované od Dt do 2.Dt se přičítají k druhému obrazu předešlého cyklu atd. Tento proces se mnohokrát opakuje, čímž se v paměti formuje fázová dynamická studie jednoho průměrného srdečního cyklu.

Selekce a vylučování cyklů
Jak známo, srdeční rytnus není nikdy zcela pravidelný, tepová frekvence a perioda méně či více proměnná, může dokonce docházet až k arytmiím. Do výpočtu je třeba brát jen takové cykly, jejichž perioda se neliší příliš od průměrné periody. Nepravidelné srdeční cykly, tj. takové, jejichž doba trvání je jiná než u běžných pravidelných cyklů, je třeba ze záznamu vyloučit. Tyto falešné cykly, způsobené extrasystolami nebo jinými poruchami srdečního rytmu, by zkreslovaly celkovou dynamiku průměrného cyklu - nejednalo by se již o cyklus reprezentativní. Meze pro selekci "správných" cyklů se obvykle volí ±10% T. Přitom je třeba vyloučit nejen takový nesprávný cykl s anomální periodou, ale i cykl po něm následující, neboť nemusí začínat ve správné fázi end-diastoly. Vlivem mírně kolísající délky cyklu je nastřádaný počet impulsů v posledních fázových snímcích arteficielně snížen. Aby to nezkreslovalo dynamiku terminálního úseku fázových křivek, provádí se příslušná korekce odvozená od počtu cyklů, které přispěly do jednotlivých fázových snímků.

LIST-mode akvizice
Shora popsaný způsob akvizice do obrazových matic se někdy označuje jako frame-mod. U dřívějších generací akvizičních počítačů, kde nebyla k dispozici dostatečně velká operační paměť, se používala akvizice v tzv. LIST-modu: do paměti se střádaly sekvenčně souřadnice (x,y) jednotlivých impulsů tak, jak za sebou přicházely. Do tohoto kontinuálního toku dat se pod vhodným kódováním nahrávaly i synchronizační impulsy z EKG. Převod do scintigrafických obrazů (re-framing) a konstrukce vlastní fázové studie se pak provádělo dodatečně. Výhodou LIST-modu bylo, že data bylo možno dodatečně re-framovat s různou selekcí správných cyklů, což má svůj význam u některých poruch srdečního rytmu (jako je bigimenie), kdy ve frame-modu nelze správnou fázovou studii získat. LIST-mode byl pro dynamickou scintigrafii po mnoho let prakticky opuštěný, nyní se začíná používat u některých iterativních metod tomografických (§4.3, část "Počítačová rekonstrukce SPECT", "Rekonstrukce obrazů PET", "TOF - časová lokalizace místa anihilace").

First-pass fázová scintigrafie
Shora popsaná metoda konstrukce fázové dynamické scintigrafie srdečního cyklu de provádí za situace, kdy krev nesoucí radioindikátor (např. ^99m-Tc značené erytrocyty) je rovnoměrně a ustáleně rozmíchána v krevním řečišti - tzv. stady-state metoda. Zmíníme se stručně o konstrukci fázové scintigrafie srdečního cyklu metodou first-pass (první průtok), kdy se radioindikátor aplikuje do oběhu jako kompaktní bolus. Akvizice z kamery do paměti počítače se spustí v okamžiku příchodu bolusu do srdeční komory a ukončí se před nástupem recirkulace (kdy by docházelo již k překrytí struktur).

Na obr.4.4.2 je znázorněn časový průběh radioaktivity v levé srdeční komoře při takovém měření. Křivka je "rozpulzována" vlivem periodického naplňování a vyprazdňování komory krví nesoucí radioaktivní bolus. Konstrukce fázové dynamické studie srdečního cyklu se zde provádí podobným způsobem jako u metody steady-state, avšak do výpočtu lze vzít jen několi málo cyklů - počínaje příchodem bolusu do levé komory a konče nástupem recirkulace, kdy by docházelo již k překrytí obrazů komor.
Výhodou metody first-pass je, že radioaktivita je obsažena pouze v komoře, takže jednak odpadá problém korekce na tkáňové a krevní pozadí, jednak umožňuje scintigrafický "pohled" na srdeční komoru i z takových směrů, při nichž by u steady-state metody docházelo k překrytí obrazů pravé a levé komory a popř. i dalších struktur. Hlavní nevýhodou first-pass metody oproti metodě steady-state je malý počet cyklů, z nichž je fázová studie vytvořena; kvalita snímků vzhledem ke statistickým fluktuacím nebývá proto příliš dobrá. Kromě toho taková studie nemusí představovat reprezentativní srdeční cyklus, neboť selekce "správných" cyklů zde není proveditelná a akvizice se provádí těsně po injekční aplikaci radioindikátoru, kdy centrální hemodynamika bývá ovlivněna stresem. Z kvantitativních parametrů lze proto objektivně hodnotit nanejvýš jen ejekční frakci. Metoda first-pass se pro konstrukci fázové scintigrafie srdečního cyklu nyní používá již jen zřídka. Používá se jen při bolusové radiokardiografii (§4.9.4, část "Dynamická bolusová angiokardiografie").

Autorská poznámka:
Výzkumem a vývojem metod scintigrafických fázových dynamických studií s vysokým časovým rozlišením jsme se na našem pracovišti zabývali od r.1976, prakticky souběžně s vývojem těchto metod v předních laboratořích ve světě. Bylo zkonstruováno elektronické zařízení pro detekci R-vlny a implantaci synchronizačních impulsů do počítače. Na malém počítačovém zařízení Clincom (operační paměť pouhých 12k!) jsme vyvinuli program pro rekonstrukci a matematické vyhodnocení radionuklidové ventrikulografie, který byl v té době patrně nejkomplexnějším postupem v této oblasti; sloužil pak jako základ pro komplexní program VENTR ("Radionuklidová ventrikulografie") na přístroji GAMMA-11 a později na PC, systém OSTNUCLINE. Pro tyto výzkumné a vývojové práce bylo též zkonstruováno několik dynamických fantomů (počínaje rotujícím gramofonovým kotoučem a konče flexibilním dynamickým fantomem srdeční pulzace i oběhového čerpání); některé z nich jsou popsány v práci "Fantomy a fantomová měření v nukleární medicíně", část. 4. "Dynamické fantomy".

4.5. Fyzikální parametry scintigrafie - kvalita zobrazení a fantomová měření -
Úkolem scintigrafie je poskytnout kvalitní, tj. objektivní, podrobné a přesné zobrazení distribuce radioaktivity ve zkoumaném objektu, a to jak z prostorového hlediska, tak i z hlediska časového (u dynamické scintigrafie). Výše jsme zmínili několik omezení a nepříznivých vlivů fyzikálního a technického charakteru, která omezují možnosti a kvalitu scintigrafického zobrazení ("Nepříznivé vlivy u scintigrafie"). Pro posouzení kvality scintigrafického zobrazení, jeho optimalizaci a odhalení případných chyb a poruch, je potřeba analyzovat a testovat fyzikální vlastnosti scintilačních kamer. Jako u každého složitého měřícího přístroje, i u scintilační kamery lze její vlastnosti popsat několika fyzikálními parametry :

Prostorové rozlišení gamakamery
Scintilační kamera je přístroj zobrazovací, takže nejdůležitějším jejím parametrem je rozlišovací schopnost, neboli prostorové či polohové rozlišení (udávané v délkových jednotkách - milimetrech) :

Prostorovým rozlišením scintigrafického zobrazení nazýváme nejmenší vzdálenost [mm] dvou bodových radioaktivních zdrojů ve zobrazovaném předmětu, které jsou na scintigrafickém obraze od sebe ještě odlišitelné jakožto dva různé objekty.

Prostorové rozlišení se tedy dáno pološířkou profilu obrazu bodového nebo čárového zdroje; označuje se jako FWHM (Full Width at Half Maximum - celková šířka v polovině maxima). Dva bodové zdroje záření můžeme na scintigrafickém obraze od sebe odlišit jen tehdy, pokud je mezi nimi vzdálenost minimálně FWHM - obr.4.5.1 :

Obr.4.5.1 Prostorová rozlišovací schopnost scintigrafického zobrazení - analýza obrazů bodových zdrojů, které se zobrazují jako "rozmazané" rozptylové kroužky.
a) "Rozmazaným" obrazem bodového zdroje vedeme profilovou křivku PSF (Point Spread Function), její pološířka FWHM udává rozlišovací schopnost zobrazení. b,c,d,e) Obrazy dvou bodových zdrojů umístěných v různých vzdálenostech od sebe. Pokud je tato vzdálenost větší než FWHM, jsou tyto zdroje zobrazeny jako dva oddělené objekty. Při přiblížení na vzdálenost rovnou FWHM a menší již oba obrazy splývají v jeden - zdroje se pak od sebe již nedají rozlišit. g) Schématické znázornění prolínání, superpozice a splynutí obrazů dvou blízko sebe ležících bodových zdrojů (na profilových křivkách PSF) - odpovídá situaci podle obr. e).
Pozn.: Bylo měřeno s bodovými zdroji průměru cca 1mm, 50MBq ^99mTc, na kameře Nucline MB9201 tesně u čela kolimátoru HR, matice 256x256, zoom 2x, se silně zvětšenými výřezy obrazu, cca 4x. Mírné deformace kruhového tvaru obrazů bodových zdrojů byly způsobeny drobnými geometrickými nepravidelnostmi otvorů kolimátoru HR (které jsou při tomto velkém zvětšení vidět, ale při praktické scintigrafii se neprojevují).

Kromě FWHM se rozlišení kamery někdy charakterizuje ještě i parametrem FWTM (Full Width at Tenh Maximum), což je šířka profilu obrazu čárového zdroje v desetině maximální výšky profilu. Tato hodnota vychází samozřejmě vyšší: za situace bez rozptylujícího prostředí bývá přibližně FWTM @ (1,8 - 2)´FWHM, za přítomnosti tkáňového (či vodního) rozptylujícího prostředí pak je zhruba FWTM @ (2 - 2,5)´FWHM.
Prostorové rozlišení FWHM <--> modulační přenosová funkce MTF
Je třeba upozornit, že hodnota FWHM stanovená s PSF či LSF nemusí zcela objektivně vystihovat kvalitu zobrazení z hlediska rozlišovací schopnosti! Rozptýlené záření a prozařování septy kolimátoru rozšiřuje především dolní část PSF, nižší než 50% (viz obr.4.3.3d,e a obr.4.5.4e), takže na hodnotě FWHM se nemusí projevit. Pro zcela detailní fyzikální analýzu rozlišovacích vlastností zobrazovacích systémů se používají tzv. modulační přenosové funkce (MTF) - viz práci "Teorie scintigrafického zobrazení a modulační přenosové funkce", které berou v úvahu všechny body PSF.
Terminologická poznámka:
Prostorová (polohová) rozlišovací schopnost gamakamery se někdy zkráceně nazývá jen rozlišení. Nezaměňovat prosím se spektrometrickým energetickým rozlišením (....) nebo s časovým rozlišením (jak se někdy nazývá mrtvá doba detektoru "Mrtvá doba detektorů") - je to úplně něco jiného..! .
Prostorová rozlišovací schopnost klasické jednofotonové gamakamery - planární, SPECT - je dána dvěma složkami :
1.Geometrická rozlišovací schopnost kolimátoru R_kolim ,
která závisí na průměru otvorů d, a délce otvorů - kanálků L daných výškou (tloušťkou) kolimátoru, výrazně též na vzdálenosti h zobrazovaného objektu od kolimátoru :
R_kolim ~ d . [1 + (h+m)/L] , (4.5.1)
kde m je ještě šířka mezery mezi zadním čelem kolimátoru a krystalem kamery (jeho středem) - obr.4.5.2a. Rozlišovací schopnost kolimátoru se projevuje tím, že každý bod (bodový zdroj) v předmětu se na detektor kamery geometricky promítá jako malá rozmazaná kruhová stopa o průměru závislém na R_kolim - obr.4.5.2b.

Obr.4.5.2 Dvě základní složky prostorové rozlišovací schopnosti gamakamery - kolimátor a krystal+fotonásobiče.
a): Trigonometrická analýza rozlišovací schopnosti kolimátoru. Z každého otvoru paralelního kolimátoru si můžeme nakreslit pomyslný kužel vymezující oblast, ze které záření gama může projít tímto otvorem do detektoru kamery (záření z míst mimo tento kužel je pohlceno olověnými septy kolimátoru). Se vzdáleností od kolimátoru se tento detekční kužel rozšiřuje, čímž se zhoršuje geometrické prostorové rozlišení obrazu, promítaného kolimátorem na scintilační krystal gamakamery.
b): Rozlišovací schopnost kolimátoru se projevuje tím, že každý bod (bodový zdroj) v předmětu se na detektor kamery geometricky promítá jako malá rozmazaná kruhová stopa o průměru závislém na vzdálenosti od kolimátoru.
c): Přibližné znázornění vnitřního rozlišení detektoru kamery, souvisejícího se statistickými fluktuacemi detekovaných scintilací, rozmazávajícími souřadnicové impulsy X,Y a s Comptonovým rozptylem gama fotonů.
d): Zobrazení bodového zdroje ^99mTc v různých vzdálenostech h od čela kolimátoru HR - degradace rozlišení FWHM se vzdáleností..

Prostorové rozlišení kolimátoru se zlepšuje se zvyšováním délky otvorů - kanálků (tloušťky kolimátorů) a snižováním průměru otvorů. Lepší rozlišení (a zároveň s menší závislostí na vzdálenosti) mají kolimátory s malými a delšími otvory. Prostorová rozlišovací schopnost gamakamery se výrazně zhoršuje se vzdáleností *) zobrazované struktury od čela kolimátoru (obr.4.5.2b,d a obr.4.5.6 vlevo). Gamakamera (čelo kolimátoru) by proto měla být přiložena co nejblíže povrchu těla pacienta.
*) U kolimátorů s jiným uspořádáním otvorů (popsanými výše v §4.2, část "Scintigrafické kolimátory") je geometrická situace složitější, avšak v zásadě platí stejné pravidlo zhoršování prostorového rozlišení při větší vzdálenosti od čela kolimátoru - obr.4.5.6 vlevo.
Prozařování septy kolimátoru
Pro správnou zobrazovací funkci kolimátoru je potřeba, aby gama záření procházelo pouze otvory, zatímco přepážky mezi nimi by záření nepropouštěly. To však nelze 100-% splnit, určitá část záření proniká i přes septa. Zvláště u vyšších energií gama může docházet k prozařování záření gama septy kolimátoru, pokud jsou tyto přepážky mezi otvoty tenší než je optimální pro použitou energii gama. Prozařování septy zhoršuje kontrast scintigrafického zobrazení. Pokud bychom nízkoenergetický kolimátor LEHR, optimalizovaný pro 140keV ^99mTc, použili pro scintigrafii s ¹¹¹In nebo dokonce s ¹³¹I, dostali bychom obraz se značně zdegradovaným kontrastem! Efekt prozařování septy a jeho vliv na kvalitu scintigrafického zobrazení je analyzován na obr.4.5.3 :

obr.4.5.3 Prozařování fotonů gama septy kolimátoru a jeho vliv na kvalitu scintigrafického obrazu.
a) Schématické znázornění abrorpce nízkoenergetického záření gama v olověných septech mezi otvory kolimátoru a částečné prozařování vysokoenergetického gama přes septy kolimátoru. b) Prozařování fotonů vyšší energie septy kolimátoru způsobuje rozšíření okrajových částí obrazu bodového zdroje (červená část křivky PSF). c),d),e) Obrazy bodových zdrojů radionuklidů emitujícících různé energie záření gama - ^99mTc (140keV), ¹¹¹In (245keV), ¹³¹I (364keV), nahrané s kolimátorem LE HR pro nízké energie. f) Fantom Jasczak, naplněný ¹¹¹In a zobrazený gamakamerou s kolimátorem Medium Energy (nahoře) a s nízkoenergetickým kolimátorem LE HR (dole). Prozařování septy LEHR zde zcela degraduje kontrast obrazu - téměř nehodnotitelný scintigram.
Pozn.: Typický "hvězdicovitý artefakt" diagonálního prozařování je způsoben geometrickou konfigurací otvorů a olověných přepážek, které se v diagonálním směru promítají poněkud užší. Pro různé druhy kolimátorů může být tvar tohoto artefaktu poněkud odlišný, podle detailů geometrického provedení otvorů a přepážek.

Podíl záření, proniklého přepážkou mezi otvory - transmisní faktor, činí e^{^-m}^{^.s}^tran, kde m je lineární absorpční koeficient materiálu kolimátoru (olova) pro požadovanou energii gama a s_tran je nejkratší dráha, kterou může gama záření proniknout přepážkou z jednoho ovoru do sousedního otvoru. Pro kolimátor s průměrem otvorů d, jejich délkou L a tloušťkou přepážek s, je nejkratší dráha prozařování přepážkou s_tran = s.L/(2d+s), takže transmisní faktor je e^-m^.s.L/(2d+s). Optimalizace tlouštěk přepážek mezi otvory se provádí na základě požadavku na dostatečně nízkou hodnotu transmisního faktoru (nejčastěji 0,05); vede to k podmínce pro transmisní faktor e^-m^.s.L/(2d+s)<0,05 (je popsáno v §4.2, pasáži "Scintigrafické kolimátory"). To dává omezení pro tloušťku přepážek kolimátoru s > (6.d/m)/[L-(3/m)].
Efektivní délka otvorů kolimátoru
Ve vzorci (4.5.1) pro prostorové rozlišení jsme neuvažovali prozařování septy kolimátoru. Pokud k prozařování dochází, způsobuje to z hlediska geometrické kolimace zdánlivé efektivní zkrácení skutečné délky otvorů kolimátoru. Zavádí se proto někdy tzv. efektivní délka otvorů kolimátoru L_ef = L - 2.m^-1, kde m je lineární součinitel zeslabení v materiálu kolimátoru (olovu); je to korekce na prozařování fotonů přes dvě protilehlé přepážky mezi otvory. Zavedení L_ef místo L v (4.5.1) popisuje zhoršení rozlišovací schopnosti prozařováním. Nemá to však velký význam, neboť PSF zde nemá Gaussovský tvar, je rozšířená v dolní části a vede ke zhoršení ani ne tak hodnoty rozlišení FWHM, jako spíš kontrastu obrazu, jak je vidět na obr.4.3.5d,e).
2. Vnitřní rozlišení detektoru kamery R_int
(vnitřní, vlastní - intrinsic resolution) je dané přesností, s jakou systém fotonásobičů a navazující elektroniky je schopen lokalizovat polohu scintilace v krystalu. Na kvantové úrovni je vnitřní rozlišení ovlivňováno statistickými fluktuacemi v produkci světelných fotonů po interakci g-záření v detektoru a variacemi v počtu elektronů emitovaných z fotokatody a dynod fotonásobičů. Tyto fluktuace "rozmazávají" amplitudy elektrických signálů z fotonásobičů a tím i hodnoty výsledných souřadnicových impulsů X, Y - obr.4.5.2 c. Použití většího počtu fotonásobičů s vyšší kvantovou účinností a dobrým optickým kontaktem s krystalem vede k lepšímu vnitřnímu rozlišení.
Negativně se zde též projevuje tloušťka krystalu, a to dvojím způsobem. Jednak je to geometrické "rozmytí" poloh světelných záblesků registrovaných fotonásobiči - scintilace nastávají v různých hloubkách a soustava fotonásobičů podle toho vyhodnocuje poněkud různé jejich polohy X,Y. Dále je to vícenásobný Comptonův rozptyl g-fotonů v detektoru, který rovněž způsobuje neurčitosti v X,Y- lokalizaci místa interakce primárních gama-fotonů. Tenší krystal a větší počet fotonásobičů umožňují dosáhnout lepší rozlišení. Z těchto důvodů se používají tenké scintilační krystaly tloušťky cca 0,7-1,8 cm. Současné scintilační kamery, optimalizované pro g 140keV, mají tloušťku krystalu většinou 9,5mm a dosahují vnitřní rozlišení 2,5-3,5mm.
Celkové rozlišení R gamakamery (vnější - extrinsic)
je pak dáno geometrickým součtem obou dílčích složek: R = Ö(R²_int+R²_kolim). Celkové rozlišení se však v praxi nepočítá podle tohoto vztahu, ale měří se pomocí bodových nebo čárových zdrojů umístěných do zorného pole kamery s daným kolimátorem ("Fantomy a fantomová měření v nukleární medicíně", pasáž "Měření polohové rozlišovací schopnosti kamery").
V praxi se u každé kamery udává v prvé řadě vnitřní rozlišení, které je určeno z technologie výroby - typické hodnoty vnitřního rozlišení u novějších kamer jsou cca 2,5-4mm. Vnitřní rozlišení představuje limitní hodnotu rozlišení, pod kterou se u dané kamery již nelze dostat, a k níž se lze přiblížit jen za použití kolimátoru s ultravysokým rozlišením.
Dále se udává celkové rozlišení kamery s jednotlivými kolimátory pro dané vzdálenosti zdroje od kolimátoru (většinou 10cm), popř. i za přítomnosti rozptylujícího prostředí (rozptylující prostředí mezi zdrojem záření a detektorem - voda a tkáně, které je vždy přítomné při scintigrafickém zobrazování radioaktivity v těle, poněkud zhoršuje prostorové rozlišení a výrazněji kontrast v obraze).
Tyto hodnoty celkového rozlišení jsou různé, pro kolimátory LE HR (vysoké rozlišení), optimalizované pro 140keV ^99mTc, ve vzdálenosti 10cm od čela kolimátoru, činí cca 8-10 milimetrů. U kolimátorů pro vyšší energie je celkové rozlišení (v 10cm) horší, cca 12-15mm. Jak bylo výše analyzováno, prostorová rozlišovací schopnost gamakamery se výrazně zhoršuje se vzdáleností zobrazované struktury od čela kolimátoru. Gamakamera (čelo kolimátoru) by proto při snímání měla být přiložena co nejblíže povrchu těla pacienta.
Vliv rozptýleného záření
Na zhoršování kvality obrazu se dále podílí Comptonův rozptyl záření gama v látkovém prostředí - v tkáni pacienta (fyzikální podstata je popsána v §1.6, část "Interakce záření gama a X", pasáž "Comptonův rozptyl"). Rozptýlené záření především zhoršuje kontrast scintigrafického zobrazení, v menší míře prostorové rozlišení FEHM. Tento efekt je analyzován na obr.4.5.4 :

Obr.4.5.4 Comptonovsky rozptýlené záření gama při scintigrafii a jeho vliv na kvalitu scintigrafického obrazu.
a) Pokud dojde shodou okolností k rozptylu fotonu v tkáni pod takovým úhlem, že rozptýlený foton projde otvorem kolimátoru a je detekován krystalem kamery, může pak docházet k detekci těchto fotonů rozptýleného záření g´ z falešného místa - je detekován foton gama zdánlivě přicházející z jiného místa, než odkud byl původně vyzářen při radioaktivní přeměně.
b) Tyto falešné rozptýlené fotony g´ mají nižší energii než "pravé" přímé a primárně detekované fotony g (část energie byla při rozptylu v látce předána elektronu e^-), takže většinou nepadnou do fotopíku. Pečlivým nastavením okénka analyzátoru na fotopík daného záření g můžeme proto comptonovsky rozptýlené záření g´ do značné míry eliminovat.
c),d),e) Obrazy bodového zdroje bez rozptylujícího prostředí (c) a s rozptylujícím prostředím ve fotopíkovém měření a při zahrnutí Comptonova rozptylu v širokém okénku analyzátoru (e).
f),g) Obraz vodního fantomu Jasczak s úzkým fotopíkovým okénkem a se širokým okénkem, zahrnujícím i rozptýlené záření (je vidět zhoršení kontrastu obrazu).

Prostorové rozlišení PET
U dvoufotonových kamer koincidenční pozitronové emisní tomografie PET je fyzikální princip zobrazení a analýzy prostorové rozlišovací schopnosti odlišný - byl popsán výše v §4.3, pasáži "Prostorové rozlišení PET" (prostorové rozlišení PET kamer je obecně poněkud lepší než u klasických Angerových kamer).
Měření prostorové rozlišovací schopnosti kamery
lze provádět dvojím způsobem :
¨Kvantitativní fyzikální měření
- pomocí analýzy obrazů bodových a čárových zdrojů, kterými vedeme profily-řezy, čímž získáme křivky PSF či LSF. Z nich pak přímo stanovíme hodnotu pološířky-rozlišení FWHM v [mm] (popř. komplexnější analýzou tzv. modulační přenosové funkce MTF .... "..."). Pro praktické stanovení rozlišení je vhodnější použít čárový zdroj, jehož obrazem můžeme vést nezávisle více profilů LSF, popř. tyto profily sčítat a dosahovat tak menších statistických fluktuací.

Obr.4.5.5. Měření polohové rozlišovací schopnosti gamakamery.
Vlevo: Čárový zdroj (kapilára) a dva bodové zdroje pro měření polohové rozlišovací schopnosti.
Uprostřed, vpravo: Měření bylo provedeno s náplní ^99mTc ve vzdálenostech 0, 5, 10, 15 a 20 centimetrů od čela kolimátoru HR kamery Nucline TH. Na obrazech a profilových křivkách je vidět degradace rozlišení FWHM se vzdáleností.

¨ Vizuální hodnocení obrazů fantomů
- nejčastěji jsou to tzv. Bar-fantomy prozařované plošným homogenním zdrojem (většinou ⁵⁷Co), popř. nádoby složité struktury, plněné roztokem ^99mTc (např. fantom typu Jasczak). Je to hodnocení víceméně kvalitativní, hodnota rozlišení se z obrazů spíše odhaduje; pro praxi a porovnávání je však zpravidla postačující.
Provedení obou způsobů měření rozlišení je popsáno v práci "Fantomy a fantomová měření v nukleární medicíně", pasáž "Měření polohové rozlišovací schopnosti kamery".

Citlivost (detekční účinnost) scintilační kamery
Detekční účinnost či citlivost S přístrojů pro detekci a spektrometrii ionizujícího záření - radiometrů - je obecně definována jako poměr mezi počtem detekovaných impulsů (kvant registrovaných detektorem) a počtem přicházejících kvant záření; zavádí se relativní a absolutní účinnost, často se vyjadřuje v % (byla definována a fyzikálně diskutována v §2.1, část "Obecné fyzikální a přístrojové vlivy při detekci a spektrometrii", pasáž "Detekční účinnost a citlivost").
Detekční účinnost klasické jednofotonové gamakamery - planární, SPECT - je dána dvěma složkami :
1.Geometrická propustnost (světelnost) kolimátoru pro záření gama
udávající, jakou část z přicházejících gama-fotonů kolimátor propustí dál do detektoru kamery (na rozdíl od fotonů, které jsou absorbovány v septech kolimátoru). Závisí v zásadě na tom, jakou část z celkové plochy kolimátoru zaujímají průchozí otvory a jakou část absorbující olověné přepážky mezi nimi. Podle trigonometrické analýzy na obr.4.5.2a je geometrická světelnost S_kolim paralelního kolimátoru :
S_kolim = (d/L)² . [d²/(d + s)²] . K_g . [100%] , (4.5.2)
kde d je průměr otvorů, s tloušťka přepážek, L je délka otvorů-kanálků daná výškou kolimátoru. Geometrický faktor K_g závisí na tvaru a uspořádání otvorů a přepážek (pro kruhové otvory v hexagonálním uspořádání je K_g=0,24, pro hexagonální otvory v hexagonálním uspořádání je K_g=0,26, pro čtvercové otvory v kvangangulárním rozmístění je K_g=0,28). Běžné kolimátory LE HR mají geometrickou světelnost cca 1,2%, LEAP kolem 2%, HS cca 2,2%. ..............
Pozn.:Ve vzorcích pro prostorové rozlišení (4.5.1) a detekční účinnost kamery (4.5.2) jsme neuvažovali prozařování septy kolimátoru. Pokud k němu dochází, vede to ke zhoršení kvality obrazu (viz obr.4.5.3), avšak zároveň ke zvýšení detekční účinnosti. To je však negativní jev, jehož kvantifikace ve fyzikálních parametrech je irelevantní...
Nezávislost detekční účinnosti gamakamery na vzdálenosti
Intenzita záření klesá s druhou mocninou vzdálenosti od zdroje (přesně to platí pro bodový zářič). Proto se detekční účinnost běžných radiometrů výrazně snižuje pro větší vzdálenosti od měřených zdrojů. U gamakamer s paralelními kolimátory však detekční účinnost (citlivost) nezávisí na vzdálenosti zobrazovaného zdroje od čela kolimátoru! Ve vzorci (4.5.1) nevystupuje parametr h vzdálenosti. Zobrazení bodového zdroje v širokém rozmezí vzdáleností 0-30cm od čela kolimátoru na obr.4.5.2 d) sice ukazuje zhoršování prostorového rozlišení a snižování jasu obrazu, avšak celkový počet impulsů je ve všech obrazech stejný, plocha (integrál) pod funkcí PSF je stejná pro všechny vzdálenosti.
Toto překvapivé chování je způsobeno specifickými vlastnostmi geometrické kolimace u paralelních kolimátorů. Názorně si to můžeme představit podle schématického nákresu na obr.4.5.2 a),b) takto: Se vzdalováním zdroje od čela kolimátoru počet fotonů dopadajících na jednotlivé otvory klesá kvadraticky jako 1/h². Avšak počet otvorů, kterými záření může projít k detektoru, se kvadraticky zvyšuje úměrně h². Tyto dva protichůdné trendy se vzájemně ruší, takže celkový procházející tok fotonů - účinnost kolimátoru - se nemění se vzdáleností mezi zdrojem a kolimátorem.
Pozn.: U speciálních kolimátorů konvergentních či Pinhole tato zákonitost neplatí, detekční účinnost se výrazně mění se vzdáleností - roste nebo klesá (viz níže pasáž "Zobrazovací vlastnosti speciálních kolimátorů").
2.Vnitřní detekční účinnost krystalu a fotonásobičů kamery S_int,
udávající jaká část z fotonů gama, dopadajících na detektor (t.j. propuštěných kolimátorem), je systémem scintilačního kystalu, fotonásobičů a anylyzátoru, skutečně detekována ve formě impulsů vytvářejících scintigrafický obraz. To závisí na tloušťce a konverzní účinnosti scintilátoru, energii záření gama, nastavení šířky okénka analyzátoru na fotopík. Fotopíková detekční účinnost standardního detektoru gamakamery s krystalem tloušťky 9,5mm pro 140keV ^99mTc činí cca 80%, pro 364keV ¹³¹I pak kolem 30%.
Celková - systémová detekční účinnost
- citlinost kamery S je pak dána součinem obou těchto složek S_kolim. S_int; hlavní určující složkou je přitom účinnost kolimátoru. U gamakamer, kde zdrojem gama záření je radionuklid, se však citlivost - detekční účinnost - většinou kvantifikuje speciálním způsobem: jako počet impulsů detekovaných kamerou za jednotku času [za sekundu] - cps, vztažený na jednotku aktivity [kBq, MBq] použitého radionuklidu v zobrazovaném zdroji; pro planární/SPECT scintigrafii je to většinou ^99mTc, u PET pak ¹⁸F. Jen vyjímečně se vyjadřuje v %.
Ve scintigrafické diagnostice nám jde většinou o relativní posouzení distribuce radioindikátoru v různých částech vyšetřovaného objektu. V případě tzv. kvantitativní scintigrafie nás však může zajímat i absolutní aktivita radioindikátoru ve vyšetřované oblasti. Abychom tuto skutečnou aktivitu mohli stanovit ze scintigrafického obrazu, potřebujeme znát účinnost (citlivost) detekce záření g daného radionuklidu scintilační kamerou. Detekční citlivost gamakamery dále potřebujeme znát pro stanovení optimální aplikované aktivity radioindikátoru k získání dostatečně kvalitních scintigrafických obrazů.
U scintilačních kamer se tedy pro praktické využití detekční citlivost vztahuje k radioaktivitě vyšetřovaného objektu :

Detekční účinnost, či citlivost S, zobrazovacího systému je kvantifikována jako četnost impulsů N_[imp./s] měřená scintilační kamerou s bodovým zdrojem záření g (umístěným v požadovaném místě zorného pole), vztažená na jednotku aktivity A_[MBq] zdroje : S = N / A .
Vyjadřuje se v jednotkách [imp. s^-1 MBq^-1], neboli [cps/MBq] či [cps/kBq] .

Udává se pro konkrétní druh radionuklidu a kolimátoru. Nejčastěji se citlivost pro planární a SPECT kamery udává pro radionuklid ^99mTc, u PET kamer pro ¹⁸F. Pro různé radionuklidy má citlivost scintilační kamery obecně rozdílné hodnoty, v závislosti na výtěžku gama fotonů [%] (počtu gama kvant/100 přeměn radionuklidu) a jejich energii [keV].
Základní fyzikální měření detekční účinnosti gamakamery - v dané vzdálenosti a místě zorného pole - se provádí s bodovým zdrojem požadovaného radionuklidu. Můžeme tak provádět podrobná měření závislosti detekční účinnosti na vzdálenosti v různých místech zorného pole (jak je vidět v pravé části obr.4.5.6). Jiný způsob měření "zprůměrované" citlivosti je s plošným zdrojem, který celý leží v zorném poli (tento způsob se hodí zvláště pro kamery opatřené paralelním kolimátorem) - v obraze plošného zdroje se zprůměrují příp. lokální nehomogenity citlivosti a měřící chyba se tím může poněkud snížit. Podle doporučeného postupu NEMA (pro zajištění dobré přesnosti a reprodukovatelnosti) citlivost kamery stanovíme tak, že doprostřed zorného pole umístíme mističku průměru 10cm s roztokem ^99mTc o přesně známé aktivitě - cca 10MBq, vrstva roztoku do 1cm. Nastřádáme scintigrafický obraz s daným kolimátorem a v požadované konfiguraci (doba akvizice min. 100sec), v něm stanovíme počet impulsů v ROI obrazu misky a přepočítáme jej na 1MBq a 1sec.
Vedle vlastní detekční účinnosti scintilačního krystalu kamery na dané gama záření závisí výsledná, celková - systémová citlivost rozhodujícím způsobem na použitém kolimátoru. Pro univerzální kolimátory typu LEAP se citlivost scintilačních kamer pro ^99mTc pohybuje kolem 150-300 cps/MBq, pro kolimátory s vysokým rozlišením (HR) pak jen cca 50-100 cps/MBq ^99mTc. Jak bylo diskutováno výše, u paralelních kolimátorů registrovaný počet impulsů prakticky nezávisí na vzdálenosti, zatímco u kolimátorů konvergentních a Pinhole (§4.2, část "Scintigrafické kolimátory") je závislost detekční citlivosti na vzdálenosti od čela kolimátoru velmi výrazná - obr.4.5.6 vpravo (je odvozeno níže v pasáži "Zobrazovací vlastnosti speciálních kolimátorů"; nezávislost detekční účinnosti na vzdálenosti je u těchto speciálních kolimátorů zachována pouze u zdrojů s homogenní plošnou distribucí aktivity, přesahující zorné pole).
U kamer pozitronové emisní tomografie PET, které místo mechanických kolimátorů používají elektronickou koincidenční kolimaci, je detekční citlivost podstatně vyšší, cca 7000-10000 cps/MBq ¹⁸F - viz §4.3, pasáž "Detekční účinnost (citlivost) PET".

Obr.4.5.6. Závislosti prostorového rozlišení FWHM (vlevo) a detekční účinnosti S (vpravo) gamakamery na vzdálenosti zdroje od čela různých druhů kolimátorů. V rámečku zcela vpravo je pro zajímavost vynesena celá křivka detekční účinnosti pro konvergentní kolimátor až do vzdálenosti 70cm, zachycující výrazné maximum v ohnisku a následující pokles.
Pozn.: Tyto křivky jsou jen přibližné a mají víceméně ilustrativní charakter. Vznikly srovnáním a interpolací řady měření bodových a čárových zdrojů ^99mTc s různými kolimátory na kamerách PhoGammaHP, Nucline MB9201 a TH, Symbia T. Konkrétní hodnoty rozlišení a citlivosti se u jednotlivých kamer různých typů a výrobců mohou poněkud lišit, avšak trendy závislostí jsou vystiženy objektivně.

Vliv látkového prostředí
Analýza detekční účinnosti (citlivosti) gamagrafického zobrazení byla shora provedena za situace bez látkového absorbujícího prostředí - ve vakuu či ve vzduchu. Při praktické scintigrafii se však mezi zobrazovanými strukturami s distribuovanou radioaktivitou v organismu a gamakamerou nachází tkáňové prostředí, s nímž gama záření interaguje, což vede především k absorpci a zeslabení gama záření. Určité množství záření g je během průchodu tkání od místa svého vzniku směrem k detektoru kamery absorbováno při interakci s látkou tkáně - v důsledku fotoefektu a Comptonova rozptylu v tkáni. Vede to k exponenciálnímu poklesu četnosti N detekovaných fotonů g se zvyšující se hloubkou h distribuce radioindikátoru v těle: N = No.e^-m^.h, kde m je lineární součinitel zeslabení, závisející na energii záření g a na hustotě tkáně (pro g 140keV ^99mTc je tento absorbční koeficient m @ 0,15 cm^-1). Toto zeslabení záření gama absorbcí, nazývané též atenuace, se na scintigrafických obrazech projevuje arteficielním snížením počtu impulsů ze struktur uložených ve větších hloubkách, ve srovnání se strukturami blíže povrchu. V takovém případě již neplatí tvrzení, že detekční účinnost (citlivost) nezávisí na vzdálenosti zobrazovaného zdroje od čela kolimátoru. Detekční účinnost se zde se vzdáleností - hloubkou - zobrazovaného zdroje výrazně snižuje!
Mezi citlivostí kamery S a jejím celkovým prostorovým rozlišením R (= FWHM) platí přibližná závislost S ~ R^-² (u paralelních kolimátorů plyne z porovnání vzorců (4.5.1) a (4.5.2)). Tedy čím je lepší rozlišení zobrazovacího systému, tj. čím je menší R=FWHM, tím nižší je jeho citlivost - a naopak. Při snaze o vysoké rozlišení (použití kolimátoru UHR) to vede k menší hustotě impulsů v obraze a proto k vyšším statistickým fluktuacím (vyššímu šumu). Jinými slovy, rozlišení a citlivost si konkurují - kolimátory s lepším rozlišením mají nižší citlivost a naopak.
Zobrazovací vlastnosti speciálních kolimátorů - konvergentního a Pinhole
Zobrazovací vlastnosti - měřítko zobrazení, prostorové rozlišení a detekční účinnost (jakož i linearita) - těchto speciálních kolimátorů se výrazně liší od základních kolimátorů s paralelními otvory. Především, kolimátory s paralelními otvory promítají radioaktivní zobrazované struktury na krystal detektoru v nezměněné velikosti - v měřítku 1:1, zatímco speciální kolimátory poskytují zvětšené či zmenšené zobrazení, v závislosti na vzdálenosti zdroje od kolimátoru: právě tato závislost měřítka zobrazení - "optický zoom" je hlavním důvodem pro jejich použití. Prostorové rozlišení se sice v zásadě zhoršuje se vzdáleností, ale jiným "tempem" než u paralelních kolimátorů. Detekční účinnost (citlivost) je u paralelních kolimátorů prakticky nezávislá na vzdálenosti, zatímco u speciálních kolimátorů výrazně roste či klesá se vzdáleností (jak je vidět na obr.4.5.6 vpravo). Uvedeme si přehled zobrazovacích vlastnosti těchto kolimátorů podle obr.4.5.7 :

Obr.4.5.7 Geometrické uspořádání otvorů a zobrazovací vlastnosti kolimátorů: Paralelní, Konvergentní a Pinhole.

Paralelní kolimátor
Měřítko zobrazení: M = 1 - promítá na detektor kamery obraz bez změny velikosti, zobrazení 1 : 1. Prostorové rozlišení: R_kolim ~ d . (1 + h/L) (vzorec(4.5.1)) - zhoršuje se s rostoucí vzdáleností od kolimátoru, přibližně lineárně.
Detekční účinnost (citlivost): S_kolim = (d/L)² . [d²/(d + s)²] . K_g . [100%] (vzorec(4.5.1) je nezávislá na vzdálenosti od kolimátoru. Zobrazovací vlastnosti paralelních kolimátorů byly podrobně rozebírány výše na začátku této kapitoly "Fyzikální parametry scintigrafie" v pasážích "Rozlišovací schopnost gamakamery" a "Detekční účinnost gamakamery".
Konvergentní kolimátor
Měřítko zobrazení: M = (f+L)/(f-h) - poskytuje zvětšení obrazu v závislosti na vzdálenosti h zdroje od kolimátoru. Prostorové rozlišení: R_kolim ~ [d . (L + h)/L]. (cosq)^-¹ .[1 - (L/2)/(f +L)] se zhoršuje se vzdáleností obdobným způsobem jako u paralelního kolimátoru.
Detekční účinnost (citlivost): S_kolim = (d/L)² . [d²/(d + s)²] . [f²/(f -h)²] . K_g . [100%] . U konvergentního kolimátoru detekční účinnost roste se vzdáleností od kolimátoru. Výrazného maxima - až 30 x vyšší než u čela kolimátoru! - dosahuje v ohnisku (což bývá ve vzdálenosti cca 40-60cm), odkud gama záření prochází do detektoru všemi otvory kolimátoru; za ohniskem pak již detekční citlivost klesá - viz křivka v rámečku na obr.4.5.6 vpravo. Tato oblast velkých vzdáleností však není využitelná pro praktickou scintigrafii, neboť je zde již špatné prostorové rozlišení (a může se rušivě projevovat struktura otvorů a přepážek, která se zvětšeně promítá na detektor).
Konvergentní kolimátory vykazují optimální kombinaci rozlišení, účinnosti a měřítka zobrazení ve vzdálenosti kolem 15-20cm, což dobře odpovídá velikosti a hloubce uložení srdce. Často se proto používaly v nukleární kardiologii při ventrikulografii a scintigrafii perfuze myokardu (§4.9.4 "Nukleární kardiologie").
Pozn.:Opačná - rozbíhavá - konfigurace otvorů, je u kolimátorů divergentních (nyní již nepoužívaných), které poskytují zmenšení obrazu. Divergentní kolimátor v zásadě vznikne, když konvergentní kolimátor obrátíme a "nasadíme opačně" na detektor kamery.
Pinhole kolimátor
Měřítko zobrazení: M = L/h - poskytuje zmenšení nebo zvětšení obrazu, podle vzdálenosti h. Obraz je zrcadlově obrácený. Pro větší vzdálenosti h>L je obraz zmenšený, pro menší vzdálenosti h<L od kolimátoru je obraz zvětšený.
Prostorové rozlišení: R_kolim = d . (L+h)/L je velmi dobré v malých vzdálenostech (při průměru otvoru d=2mm se ve vzdálenostech do 10cm dosahuje rozlišení R_kolim cca 3mm a celkového rozlišení FHHM kolem 4-5mm). Ve větších vzdálenostech se rozlišení zhoršuje, ale stále je lepší než u ostatních kolimátorů.
Detekční účinnost (citlivost): S_kolim = (d/16h²) . cos³q . Detekční citlivost gamakamery s kolimátorem Pinhole je poměrně vysoká jen v těsné blízkosti od otvoru (ve 3 cm je cca 500 cps/MBq), avšak se vzdáleností prudce klesá. Ve větších vzdálenostech je již velmi nízká (v 10cm je cca 50 cps/MBq, ve 20cm pouhých 10 cps/MBq), pro praktickou scintigrafii naprosto nedostatečná (snad jen pro monitorování vysokých terapeutických aktivit ¹³¹I).
Vzhledem k těmto zobrazovacím vlastnostem se kolimátor Pinhole hodí pro scintigrafii malých orgánů, především štítné žlázy - viz §4.9.1 "Thyreologická radioisotopová diagnostika", kde poskytuje zvětšený obraz s velmi dobrým rozlišením i dostatečnou detekční účinností.
Konvergentní a Pinhole kolimátory vykazují určitou nehomogenitu a nelinearitu zobrazení - rozlišení a detekční účinnost se poněkud liší v různých místech zorného pole, i při stejné vzdálenosti h od čela kolimátoru. Tyto rozdíly závisejí na radiální vzdálenosti zobrazovaného zdroje od osy kolimátoru, což je při trigonometrické analýze vyjádřeno úhlem q mezi osou kolimátoru a spojnicí zdroje a jeho obrazu. Odchylky v hodnotách rozlišení a citlivosti jsou pak dány kosinem úhlu q . V praktické scintigrafii, při dodržení optimálních konfigutrací, nejsou tyto odchylky příliš významné...
Zobrazovací vlastnosti kolimátorů s různým geometrickým uspořádáním otvorů jsou nejnázorněji vidět na obrazech lineární pravoúhlé mřížky (její konstrukce je popsána v práci "Fantomy a fantomová měření v nukleární medicíně", obrázek "Mřížka") :

Homogenita (uniformita) zorného pole kamery
Scintigrafický obraz se vytváří v gamakameře velmi složitým způsobem, signály jdou přes řadu přesně vyladěných elektronických a elektro-optických komponent. Jednotlivé články tohoto řetězce však mohou vykazovat některé změny, což může způsobovat odchylky a defekty ve vytvářených obrazech.
Další důležitý parametr kvality scintigrafického zobrazení - homogenita (zvaná též uniformita) udává, zda jednotlivá místa v zorném poli jsou zobrazována se stejnou účinností (citlivostí). Nehomogenitou zobrazovaného pole pak rozumíme lokální arteficielní změny nastřádaného počtu impulsů, způsobené lokálními změnami v citlivosti a linearitě zobrazení. Nehomogenita bývá způsobena rozdílnou citlivostí jednotlivých fotonásobičů či jejich odlišného spektrometrického nastavení, odchylkami v seřízení elektronických obvodů, defekty či nehomogenitami v kolimátoru nebo scintilačním krystalu.
Homogenita pole charakterizuje schopnost kamery poskytovat přesný (tj. homogenní) obraz homogenní distribuce radioaktivity. Ozářením zorného pole kamery homogenním tokem fotonů záření g získáme obraz homogenního zdroje, který by měl být též zcela homogenní (až na statistické fluktuace). Případné nehomogenity na tomto obraze jsou patrné vizuálně, lze je však vyjádřit i kvantitativně, většinou v procentech :

Homogenita zorného pole kamery je maximální odchylka skutečného obrazu vzniklého jako odezva na homogenní ozáření detektoru kamery, od ideálně homogenního obrazu :
H = 100_[%] . (N_max-N_min)/N_str ,
kde N_max je maximální, N_min minimální a N_str střední (průměrný) počet impulsů nastřádaný v pixelech obrazu homogenního zdroje.

Takto definovaná celková homogenita zorného pole se označuje jako integrální homogenita. Jelikož lidské oko je při vizuálním posuzování obrazů citlivé spíše na rozdíly jasů sousedních oblastí, může být pro hodnocení homogenity zobrazení užitečná i tzv. diferenciální homogenita. Pro její kvantifikaci bylo přijato následující kritérium :
Diferenciální homogenita je podíl největšího rozdílu počtu impulsů v sousedních buňkách (v řádku i sloupci) v obrazu homogenního zdroje, dělený průměrným počtem impulsů v obraze H_dif= max(N_i- N_i-1)/N_str. Pro snížení vlivu statistických fluktuací se stanovovaný počet impulsů průměruje v rozsahu 5 buněk.
Celé a centrální zorné pole
Z konstrukce scintilační kamery plyne, že kvalita scintigrafického obrazu bývá nejlepší v centrální části zorného pole, zatímco v okrajových částech může být poněkud zhoršená. Proto se často homogenita (a někdy i další parametry kamery) stanovují zvlášť pro celé zorné pole (tzv. UFOV - useful field of view) a zvlášť pro centrální část zorného pole (tzv. CFOV - central field of view). Jako centrální část se většinou bere 75% z plochy celého zorného pole. U kvalitních a správně seřízených (kalibrovaných, vyladěných) kamer by integrální homogenita v centrálním poli neměla být horší než asi 3,5%, v celém zorném poli pak do 5%; diferenciální nehomogenita v centrálním poli by se měla pohybovat v rozmezí 1,5 - 3 %.
Podobně jako u rozlišení, i u homogenity scintilační kamery rozeznáváme :
¨Vnitřní homogenitu detektoru kamery (intrinsic)
- je daná hmogenitou scintilačního krystalu a jeho světelné odezvy, sběrem světla, citlivostí a seřízením jednotlivých fotonásobičů. Měří se homogenním ozářením krystalu bez kolimátoru.
¨Celkovou homogenitu kamery ("vnější" - extrinsic)
- danou vnitřní homogenitou detektoru kamery a homogenitou (resp. příp. nehomogenitou, defekty) použitého kolimátoru. Měří se s nasazeným kolimátorem pomocí homogenního plošného zdroje, nejčastěji ⁵⁷Co.
Korekce nehomogenity zorného pole
Nehomogenitu zorného pole kamery lze snížit či eliminovat ve dvou krocích :
1.Pečlivé seřízením - sladěním jednotlivých fotonásobičů na stejnou detekční účinnost (stejnou polohu fotopíku), tzv. tuning. U dřívějších analogových kamer se to provádělo manuálně pomocí potenciometrů v předzesilovačích jednotlivých fotonásobičů, s kontrolou osciloskopem. Nynější digitální kamery mají počítačovou proceduru, která pro každý fotonásobič pomocí ADC<-->DAC konvertorů nastaví zesílení tak, aby vrchol fotopíku daného radionuklidu byl přesně uprostřed nastaveného okénka analyzátoru.
2.Počítačová korekce pomocí vhodné matice korekčních koeficientů g_ij pro opravu zbylé nehomogenní odezvy detektoru - obr.4.5.8. Nastřádané počty impulsů A_ij v jednotlivých elementech (i,j) původního nekorigovaného obrazu se násobí korekčními koeficienty g_ij z korekční matice, čím vznikne obraz *A_ij korigovaný na nehomogenitu :
*A_ij = A_ij . g_ij .

Obr.4.5.8. Počítačová korekce nehomogenity obrazu gamakamery.
Vlevo: Obraz a_ij homogenního zdroje, vykazující výrazné nehomogenity.
Uprostřed: Matice korekčních koeficientů g_ij.
Vpravo: Vynásobením korekčními koeficienty vzniká korigovaný obraz *a_ij, který je již homogenní.
Pozn.:Místo obvyklé jasové modulece je zde použito izometrické zobrazení, kde výška elementů (pixelů) nad základnou je úměrná obsaženému počtu impulsů. Křivky nahoře jsou příčné řezy, vedené středem obrazů.

Matice korekčních koeficientů g_ijse získá z nasnímaného obrazu h_ij homogenního zdroje (o němž víme, že by měl být v ideálním případě homogenní - konstantní) jako jeho normalizovaná inverzní matice. Korekční koeficienty g_ij pro jednotlivé elementy (obrazové buňky - pixely) i,j se vypočítají jako poměr průměrného počtu [impulsů/pixel] v celém zorném poli W k počtu h_ij [impulsů/pixel] v daném místě obrazu (i,j) homogenního zdroje :
g_ij = (_i,j_ÎWS h_ij) /(N. h_ij) ,
kde N = _WSi +_WSj je celkový počet prvků obrazu zorného pole W. V místech (i,j) zorného pole se sníženou detekční účinností jsou korekční koeficienty g_ij poněkud vyšší než "1", v místech vyšší účinnosti jsou mírně nižší než "1".
Obraz homogenního zdroje musí být získán za stejných podmínek *), jako obrazy, které chceme vzniklou maticí korigovat. Tato korekční matice g_ij je uložena v paměti akvizičního počítače a jejími příslušnými koeficienty se pak při snímání (akvizici) násobí nastřádaný počet impulsů v daném místě zorného pole.
*) Na čem závisí homogenita zorného pole :
Homogenita zobrazení gamakamery závisí (vedle mechanických, detekčních, optických a elektronických vlastností přístroje) i na na řadě parametrů a podmínek nastavení - na šířce a symetrii nastavení okénka analyzátoru, na energii záření, na množství rozptýleného záření, na četnosti impulsů, na použitém kolimátoru. Může se též měnit s časem vlivem nestabilit v detektoru a elektronických obvodech. Pokud není dosaženo dostatečného počtu nastřádaných impulsů v obraze (informační hustoty), mohou se jako nehomogenita jevit též statistické fluktuace - korekční matice musí být proto nahrávána s co nejvyšším počtem impulsů, min. 10 000 imp./pixel. Tyto důležité aspekty měření a korekce nehomogenity jsou diskutovány a dokumentovány na experimentálních scintigrafických obrazech v části "Testování a kalibrace homogenity zobrazení kamery", pasáži "Závislost nehomogenity na fyzikálních podmínkách".
Digitální scintigrafické kamery mají obě tyto operace 1. a 2. zahrnuty v proceduře kalibrace homogenity a ladění fotonásobičů (tuning).
Pravidelné testování homogenity zobrazení gamakamery
Prakticky všechny poruchy a anomálie v zobrazovacích vlastnostech kamery se nejcitlivěji projeví na homogenitě zorného pole. Pro zajištění kvalitního scintigrafického zobrazení je proto potřeba provádět pravidelné testování homogenity - a samozřejmě též po každém elektronickém zásahu do obvodů fotonásobičů, zesilovačů a ADC. V případě zhoršené homogenity je nutno provést seřízení či rekalibraci fotonásobičů (ladění - "tuning"), aktualizaci korekční matice, v případě hrubších abnormalit elektronický zásah či opravu. Výsledky testování homogenity je užitečné dlouhodobě archivovat, příp. graficky vynášet, pro analýzu časového trendu a odhalování příčin příp. zhoršování homogenity.
Jak se měření homogenity provádí pomocí bodových a plošných zdrojů (a doporučené časové intervaly testování) je popsáno v práci "Fantomy a fantomová měření v nukleární medicíně", část "Testování a kalibrace homogenity zobrazení kamery".

Linearita zobrazení gamakamery
Další parametr kvality scintigrafického zobrazení udává, zda prostorová měřítka a proporce v předmětu jsou zobrazována věrně a nezkresleně - lineárně. Je to tedy schopnost kamery zobrazit distribuci radioaktivity bez polohového zkreslení, zobrazit čárový zdroj jako přesnou přímku. Pro posouzení (a příp. kvantifikaci) linearity scintigrafického zobrazení slouží speciální fantomy, v nichž je realizována pravidelná geometrická struktura distribuce radioaktivity. Může to být buď soustava většího počtu pravidelně kvadrangulárně rozmístěných bodových zdrojů, nebo soustava lineárních (přímkových) zdrojů (tzv. bar-fantom, většinou transmisní). Nejdokonalejším fantomem pro analýzu linearity zobrazení scintilačních kamer je kartézská lineární mřížka - je popsáno v práci "Fantomy a fantomová měření v nukleární medicíně", pasáž "Analýza linearity zobrazení gamakamer".
Scintigrafický obraz takové pravidelné geometrické struktury by měl vykazovat rovněž geometrickou pravidelnost. Příp. nelinearita zobrazení se na tomto obraze projeví jako zkreslení a nepravidelnosti v geometrickém uspořádání. Můžeme je sledovat buď vizuálně, nebo je vyhodnotit kvantitativně :

Linearita scintigrafického zobrazení se charakterizuje maximální odchylkou scintigrafického obrazu lineární distribuce radioaktivity od přesného lineárního tvaru : L_[mm] = max(X-X_lin) ,
kde X jsou skutečné souřadnice v obraze a X_lin jsou teoretické hodnoty souřadnic odpovídající přesnému lineárnímu průběhu.

Někdy se linearita vyjadřuje i procentuálně, tj. L = 100_[%].max(X-X_lin)/X_lin. Linearita se analyzuje ve dvou k sobě kolmých směrech "X" a "Y". Podobně jako u rozlišení a homogenity, i linearita se uvádí pro celé a centrální zorné pole, popř. kromě celkové (absolutní) linearity se uvádí i linearita diferenciální. Prostorová linearita zobrazení je u kvalitních a správně seřízených kamer lepší než cca 4mm.
Linearita <---> Homogenita
Linearita zobrazení a homogenita citlivosti zorného pole scintilační kamery spolu úzce souvisejí. Nepravidelnosti v účinnosti registrace scintilací z různých míst scintilačního krystalu kamery soustavou fotonásobičů se projeví na obraze jako geometrická nelinearita a zároveň i jako nehomogenita v hustotě registrovaných impulsů. Dá se říci, že za normálních okolností nelinearita zobrazení je hlavním zdrojem nehomogenity obrazu. K nehomogenitě scintigrafického zobrazení mohou dále přispívat i odchylky v pravidelném uspořádání a velikosti otvorů a přepážek v kolimátoru, zvláště v případě mechanického poškození kolimátoru.
Při praktickém testování vlastností (kvality) scintilační kamery se linearita zobrazení stanovuje jen zřídka, neboť je to složité a kromě toho i malá změna linearity (která by se při cíleném měření linearity jen těžko prokazovala) se podstatně zřetelněji projeví v nehomogenitě zorného pole. Jediným případem vizuálně pozorovatelné systematické nelinearity jsou scintigrafické obrazy s kolimátory konvergentními a Pinhole (§4.2, část "Scintigrafické kolimátory").

Tomografické rozlišení, homogenita a linearita
U všech výše uvedených parametrů klasické scintilační kamery jsme měli na mysli běžné planární scintigrafické zobrazení. Kvalita tomografického zobrazení je v zásadě popsána stejnými fyzikálními parametry jako u zobrazení planárního. Avšak planární parametry detektoru scintilační kamery SPECT *) nelze vždy přímočaře přenášet do tomografických obrazů transverzálních řezů, které vznikají složitou procedurou rekonstrukce z mnoha planárních obrazů pod různými úhly. Parametry detektoru kamery jsou sice rozhodující i pro kvalitu tomografických obrazů, avšak spolupůsobí zde i některé další fyzikální a technické aspekty.
*) U kamery PET samozřejmě žádné planární zobrazení není, všechny parametry se měří v tomografickém režimu, na obrazech transverzálních řezů - viz §4.3, pasáž "Prostorové rozlišení PET".
Prostorové rozlišení kamery v planárním zobrazení se rozhodujícím způsobem promítá i do zobrazení tomografického. Radiální tomografické rozlišení v obraze transverzálního řezu je zhruba (1,1-1,3)-násobkem celkového rozlišení kamery, může však být příp. zhoršeno mechanickými posuvy centra rotace během akvizice SPECT vyšetření. Rozlišení v axiálním směru je dáno přímo rozlišením kamery s použitým kolimátorem (v dané vzdálenosti zobrazované struktury od čela kolimátoru).
Případný lokální defekt v homogenitě kamery se při rotaci kamery na obraze příčného řezu promítá jako prstencový artefakt. Nehomogenita v obraze příčného řezu pak ještě může být způsobena absorbcí záření g (atenuací) v závislosti na hloubce uložení příslušné distribuce radioaktivity v tkáni.
Tomografické rozlišení a homogenita se měří pomocí speciálních pomůcek - fantomů většinou válcového tvaru, obsahujících trubičky (čárové zdroje), různé válečky a kuličky různých velikostí, dále též volný prostor pro homogenní distribuci radioindikátoru. Nejčastěji používaný je fantom Jasczakův. Fantom se naplní roztokem radionuklidu (většinou ^99mTc nebo ¹⁸F), provede se jeho SPECT či PET scintigrafie a na rekonstruovaných obrazech transverzálních řezů v příslušných místech se hodnotí rozlišení a homogenita analogickým způsobem jako na planárních obrazech. Tomografické fantomy jsou popsány v práci "Fantomy a fantomová měření v nukleární medicíně", pasáž "Tomografické fantomy".

Energetické rozlišení a mrtvá doba detektoru kamery
Vedle výše uvedených základních parametrů - prostorového rozlišení, homogenity a linearity zobrazení, které mají primární vliv na kvalitu scintigrafického zobrazení, se u scintilační kamery uvažují i parametry detekční, popisující její vlastnosti z pohledu scintilační detekce a spektrometrie záření g. Tyto parametry jsou sice sekundární a pomocné, avšak mohou zprostředkovaně ovlivňovat kvalitu zobrazení. Jejich nepříznivé změny mohou též signalizovat nesprávnou funkci scintilační kamery.
Energetické rozlišení
u scintilační kamery nejen že umožňuje separovat různé linie záření gama (např. při současném zobrazení dvou isotopů), ale hlavně určuje schopnost detektoru kamery odseparovat Comptonovsky rozptýlené záření g od přímého nerozptýleného záření (bylo diskutováno výše v části "Prostorové rozlišení gamakamery", pasáž "Comptonovsky rozptýlené záření", obr.4.5.4). Při správném seřízení fotonásobičů je celkové energetické rozlišení klasických gamakamer (Angerova typu) cca 9-12% (u nových polovodičových CZT kamer je kolem 5%).
Mrtvá doba
(nazývaná též někdy časovým rozlišením) je doba, po kterou detektor zpracovává signál z příchodu jednoho detekovaného kvanta záření a není schopen registrovat žádná další kvanta. Při scintigrafii se může uplatňovat u zdrojů s vysokou aktivitou, tj. s vysokým tokem fotonů záření g - při četnosti řádu mnoha desítek tisíc registrovaných fotonů za sekundu. Mrtvá doba kamery vede k porušení linearity závislosti mezi aktivitou ve zdroji a registrovanou četností impulsů v obraze, což může zkreslit výsledky analýzy dynamiky vyšetřovaných procesů. U kvantitativních dynamických studií, zvláště radiokardiografických, může tak vyvstat potřeba korekce na mrtvou dobu. Důležitá je zde celková mrtvá doba celého systému kamera+počítač. U starších typů kamer činila celková mrtvá doba kolem 5ms, u novějších kamer je již snížená na cca 1ms. Přetížení gamakamery vysokou intenzitou záření vede též ke zhoršení zobrazovacích vlastností - rozlišení, homogenity, kontrastu obrazu. K mrtvé době přispívají všechny registrované fotony všech energií, tedy nejen odpovídající fotopíku v okénku analyzátoru, ale i Comptonovsky rozptýlené záření.
Pozn.:K podrobnostem o paralyzabilním (kumulativním) a non-paralizybilním charakteru mrtvé doby, jakož i k metodám jejího měření a korekce na mrtvou dobu, můžeme odkázat ke kapitole 2, pasáž "Mrtvá doba detektorů".
Energetické rozlišení a mrtvá doba se měří spektrometrickými metodami popsanými v kapitole 2 "Detekce a spektrometrie ionizujícího záření", především v §2.4 "Scintilační detektory".

4.6. Vztah scintigrafie a ostatních zobrazovacích metod
Scintigrafie je jen jednou z několika dalších zobrazovacích diagnostických metod používaných v medicíně. Každá z těchto metod má své možnosti použití, své výhody a úskalí. Diagnostické zobrazovací metody můžeme v zásadě rozdělit na dvě skupiny:
¨Anatomicko-morfologické,
které zobrazují především velikost a strukturu tkání a orgánů. Anatomickému zobrazení však chybí funkční aspekt - neumožňuje rozpoznat biologickou povahu zobrazené patologické struktury.
¨Funkčně-metabolické,
které mapují prokrvení, metabolismus, drenáž a další funkce orgánů. Funkční zobrazení však zpravidla neumožňuje přesnou lokalizaci patologického děje či ložiska v organismu - chybí zde "pozadí" ostatních struktur, které se nezobrazují (neboť nemají příslušnou "funkci"). Kromě toho funkční zobrazení má zpravidla nižší rozlišovací schopnost než zobrazení anatomické.
Pro stanovení správné diagnózy je třeba posoudit jak anatonicko-morfologické, tak funkční a metabolické příznaky onemocnění. Teprve kombinace obou zmíněných obrazů umožní rozpoznat biologický charakter zobrazovaného ložiska a jeho přesnou lokalizaci.
Pro objasnění pozice a úlohy scintigrafie ve spektru ostatních diagnostických metod si stručně porovnáme principy a diagnostické výpovědi nejdůležitějších zobrazovacích metod.

Rtg zobrazení
Nejstarší a dosud nejčastěji používanou zobrazovací metodou je rentgenové zobrazení (viz §3.2 "Rentgenová diagnostika"), ať již se jedná a zobrazení planární, nebo tomografické CT. Pronikavé X-záření, vznikající v rentgence, prochází přes vyšetřovaný objekt (tkáň organismu), přičemž část záření se absorbuje v závislosti na hustotě tkáně, zatímco zbylá část prochází tkání a je zobrazována buď fotograficky, nebo na luminiscenčním stínítku, nebo nověji pomocí elektronických detektorů. Vzniká tak rentgenový obraz vyšetřované tkáně, který je stínovým obrazem denzitním, zobrazujícím rozdíly v hustotě tkání. V určitých případech lze kontrast zobrazení uměle zvýšit aplikací vhodných kontrastních látek. Tomografické rtg. zobrazení CT navíc poskytuje obrazy transverzálních řezů s vysokým rozlišením (cca 1mm), z nichž lze složit trojrozměrný obraz vyšetřované oblasti.

Ultrazvuková sonografie
Ultrazvuk je mechanické (akustické) vlnění látky (vzduchu, kapalin, pevných látek) o frekvenci vyšší než je lidským uchem slyšitelný zvuk, tj. vyšší než 20kHz. V látce se vlnění šíří rozkmitáváním jejích částic kolem rovnovážné polohy. V plynech a kapalinách se šíří jako vlnění podélné, v pevných látkách může mít i charakter vlnění příčného.V medicínské diagnostice se většinou používá ultrazvuk o frekvenci 1-15MHz. Při vyšších frekvencích lze dosáhnout lepšího prostorového rozlišení (díky kratší vlnové délce), avšak dochází k větší absorbci ultrazvuku v tkáni.
Ultrazvuková sonografie či ultrasonografie je založena na šíření zvukových vln o vysoké frekvenci (několika MHz), tj. ultrazvuku, v pružném prostředí tkání a jeho odrazech na nehomogenitách. Rychlost v šíření vlny v pružném prostředí je dána vztahem v = Ö(M/r) , kde M je elasticita (Youngův modul pružnosti) prostředí a r jeho hustota (měrná hmotnost). Narazí-li ultrazvuková vlna na oblast lišící se hustotou nebo elasticitou - akustické rozhraní, dochází ke změnám rychlosti šíření, k lomu a odrazu vlny (souvisí se známým Huygensovým principem). Odražené ultrazvukové vlny nesou informace o přítomnosti struktur rozdílné hustoty a elasticity. Ultrazvuková sonografie vytváří zobrazení těchto struktur ve vyšetřované tkáni pomocí echolokace*) odražených ultrazvukových vln. Odražené signály - akustická echa - svým časovým sledem odpovídají prostorovému rozložení odrážejících struktur ve zkoumaném prostředí.
*) Echolokace je takový způsob získávání informace na dálku, kdy do sledovaného prostředí je vysílán zvuk, který se od případného předmětu částečně odráží zpět do místa vyslání a tam je zachycen a vyhodnocen. Z časového zpoždění, které uplyne od okamžiku vysláním zvuku do okamžiku zpětného příjmu odražené vlny (echa - ozvěny), lze stanovit vzdálenost odrážejícího předmětu. V přírodě tento princip využívají delfíni a netopýři k orientaci a k vyhledávání potravy. V námořní technice se používá tzv. sonar, m.j. i pro měření hloubky moře. Na podobném principu radiolokace pracuje radar, který místo zvuku používá elektromagnetické vlnění - radiovlny.
Vysílací piezoelektrický krystal sondy, přiložené do mechanického kontaktu s povrchem těla (dobrý průchod vlnění do kůže se zajišťuje vrstvičkou speciálního gelu), se působením střídavého elektrického napětí, přivedeného na jeho protilehlé elektrody, periodicky deformuje a tento mechanický rozruch (vibrace) vysílá do tkáně akustické vlny. Ve vodě a v tkáni se zvukové vlny šíří průměrnou rychlostí 1550m/s. Když ultrazvuk prochází látkou, je jí absorbován, rozptylován, ohýbán a částečně odrážen zpět. K odrazu dochází na rozhraní tkání s různou hustotou a elasticitou, v nichž se ultrazvuk šíří rozdílnou rychlostí - tedy tkání s různou akustickou impedancí *). Odražené ultrazvukové vlny se vracejí zpět a vyvolávají vibrace piezoelektrického krystalu (měniče) v přijímací části ultrazvukové sondy, což na elektrodách krystalu generuje střídavý elektrický signál příslušné frekvence, amplitudy a časového zpoždění, který se dále elektronicky zpracovává.
*) Pro šíření ultrazvuku tkání je důležitá tzv. měrná akustická impedance, což je součin hustoty tkáně a rychlosti ultrazvuku: Z = r.v = Ö(M.r). Udává měrný "vlnvý odpor" při šíření ultrazvuku v analogii s Ohmovým zákonem elektřiny. Takto definovaná akustická impedance Z je poněkud anologická reaktanci v elektronice (kapacitní či indukční). Viskozita prostředí, vedoucí k absorbci a útlumu ultrazvuku, je analogická činnému ohmickému odporu. Čím je rozdíl akustických impedancí větší, tím je intenzita odrazů - echogenita - větší.
Sonda přiložená na povrch těla v rychlých pravidelných intervalech vysílá krátké (milisekundové) ultrazvukové signály, elektronická přijímací sonda zaznamenává odražený signál ("echo") a elektronická aparatura vyhodnocuje časové a poziční diference vyslaného a odraženého signálu a na základě toho vytváří na obrazovce obraz struktur podle jejich hustoty a elasticity (tzv. echogenity či akustické impedance). Ultrazvukové obrazy echogenity jsou u většiny sond primárně zobrazeny ve formě kruhové výseče v polárních souřadnicích (r,j) se středem v místě přiložení přijímací sondy. Radiální souřadnice r - hloubka v tkáni - je odvozena od časového zpoždění Dt mezi vyslaným ultrazvukovým signálem a přijetím jeho odrazu: r[mm] = 1,55.Dt[ms] (při průměrné rychlosti ultrazvuku v tkáni cca 1550m/s). Úhel j je u jednoduchých přístrojů s jedním přijímacím krystalem určen kývavým natáčením sondy (ručním či motorickým), u sond s více směrovými přijímacími krystaly je stanovován elektronicky. Jas jednotlivých bodů sonografického obrazu je modulován intenzitou přijímaného odraženého ultrazvukového signálu (tato intenzita by měla být korigována na hloubkovou absorbci ultrazvuku, viz níže), tj. echogenitou *) odpovídajících míst v tkáni. Sonografický obraz tedy zachycuje prostorovou distribuci struktur s rozdílnou hustotou a elasticitou ve vyšetřované tkáni.
*) Útvary, které ultrazvuk odrážejí méně či více než okolní tkáň, se nazývají hypoechogenní nebo hyperechogenní. Vyšší či nižší echogenita sama o sobě ještě není "diagnózou", ale je to důležitý znak, podle něhož lze učit charakter vyšetřovaného okrsku tkáně.
Některé technicky pokročilé systémy mají počítačovou transformaci obrazu do obvyklých kartézských souřadnic, poskytujících podstatně názornější prezentaci. Pravoúhlé zobrazení poskytují sondy s lineárním uspořádáním většího počtu přijímacích elementů. Signál pocházející z větší hloubky je výrazně zeslaben absorbcí v tkáni *) (dvojí zeslabení - vysílaného i odraženého signálu), takže pro objektivní zobrazení je prováděna korekce na zeslabení, buď časová (delší čas příjmu signálu z větší hloubky), nebo počítačová.
*) K absorbci ultrazvuku v prostředí dochází tím, že v důsledku vnitřního tření kmitajících částic se část mechanické energie vlnění mění v teplo. Míra absorbce ultrazvukového vlnění je dána exponenciálním zákonem I(d) = I_o.e^-^m^.d, kde I_o je původní (vstupní) intenzita, I(d) intenzita v hloubce d, m koeficient absorbce. Absorbční koeficient m závisí na druhu látky (její viskozitě) a na frekvenci. Ve většině látek je útlum absorbcí přímo úměrný druhé mocnině frekvence.
Velkou výhodou ultrasonografie je jednoduchost jejího provedení, neinvazivnost a nenáročnost pro pacienty. Metoda je zcela bezpečná a neškodná (intenzita ultrazvuku dosahuje max 1 mW/m²), nezatěžuje organismus ionizujícím zářením. U onemocnění majících souvislost s morfologickými a anatomickými změnami je proto ultrazvukové vyšetření zařazováno zpravidla na začátek diagnostického řetězce. Ultrasonografie je hojně používána i pro hodnocení průběhu gravidity.
Dopplerovská ultrasonografie
Moderní sonografické přístroje umožňují navíc provádět analýzu frekvence přijímaného ultrazvukového signálu: frekvence signálu odraženého od pohybujícího se objektu je poněkud zvýšená nebo snížená vlivem Doplerova jevu *), podle toho, zda se objekt pohybuje směrem k přijímači nebo od přijímače. Dopplerovským frekvenčním posuvem odraženého ultrazvuku lze modulovat běžný echogenní anatomický obraz (používá se barevné modulace) a získat tak navíc rychlostní mapu pohybu struktur a proudění kapalin ve vyšetřovaném objektu. Pomocí této tzv. Doplerovské ultrasonografie je možno v kardiologické diagnostice (Dopplerovská echokardiografie) zjišťovat např. pohyby srdečních stěn a chlopní, či výtrysky (jety) krve z pod srdeční chlopně při regurgitaci. Dále je možno sledovat rychlost proudění krve v žilním systému.
*) Dopplerův jev: Pohybuje-li se zdroj vlnění určité konstantní frekvence f_o směrem k pozorovateli (přijímači), registruje tento pozorovatel vyšší frekvenci f, než jakou zdroj ve skutečnosti vydává. Naopak při vzdalování zdroje od pozorovatele je registrována frekvence nižší než skutečná. Rozdíl skutečné f_o a pozorované f frekvence (Dopplerovský frekvenční posun) roste úměrně s rychlostí pohybu V zdroje vůči pozorovateli: f = [1 + (V/v)].f_o, kde v je rychlost šíření daného vlnění.. Tato zákonitost platí i tehdy, když zdrojem přijímaného vlnění je odraz vlnění od určitého pohybujícího se objektu (včetně proudící kapaliny). Změřením rozdílu frekvencí primárního vysílaného vlnění a odraženého vlnění ("echa") tak můžeme stanovit rychlost pohybu odrážejícího tělesa.

Nukleární magnetická rezonance - metoda analytická a zobrazovací
Nukleární magnetická rezonance (NMR) je značně složitá fyzikálně-elektronická metoda, založená na chování magnetických momentů atomových jader při působení střídavého radiofrekvenčního signálu v silném permanentním magnetickém poli. Tato původně analytická metoda byla později zdokonalena a rozvinuta i jako důležitá metoda zobrazovací.
Pozn.: Nukleární magnetickou rezonanci jsme zařadili mezi jaderné a radiační metody přesto, že v ní nefiguruje žádné ionizující záření. Jedná se však o metodu založenou na poznatcích jaderné fyziky - na vlastnostech atomových jader. Fyzikální jev zvaný nukleární magnetická rezonance - NMR, byl prozkoumán ve 40.letech (F.Bloch, E.M.Purcell) a byl zpočátku využíván v chemii jako vzorková NMR spektrometrie. V 70. a 80. letech se začaly vyvíjet i zobrazovací metody s použitím NMR (průkopníky byli P.Lauterbuer, P.Mansfield, A.Maudsley, R.Damadian, r.1977) - viz níže.
Pokusíme se zde stručně nastínit principy a metodiku NMR. Vzhledem ke značné principiální a technické komplikovanosti NMR (v tomto s ní může částečně soupeřit jen scintigrafie) však musíme dodržet maximální stručnost...
Fyzikální princip NMR
Jev nukleární magnetické rezonance může obecně nastávat při interakcích jader atomů s vnějším elektromagnetickým polem. Každý nukleon (proton i neutron) má vlastní "mechanický" moment hybnosti - spin (nukleony patří mezi fermiony se spinem 1/2, viz §1.5 "Elementární částice"). Tento rotační moment hybnosti nukleonů podle zákonitostí elektrodynamiky vytváří - indukuje - vlastní elementární magnetický moment m_p = 1,41.10^-27J/T, rovný 2,79- násobku tzv. Bohrova jaderného magnetonu *) - podrobněji je diskutováno v §1.1, pasáž "Kvantový moment hybnosti, spin, magnetický moment", odstavec "Magnetický moment". Atomová jádra díky spinům svých nukleonů vzbuzují tedy velmi slabé magnetické pole - mají určitý magnetický moment m. Spin a magnetický moment mají však jen atomová jádra s lichým nukleonovým číslem, neboť spiny a magnetické momenty spárovaných protonů a neutronů se vzájemně ruší - jsou nulové. Magnetický moment jádra je tvořen nespárovaným nukleonem - protonem či neutronem. Magnetickou rezonanci lze tedy pozorovat pouze u jader s lichými nukleonovými čísly - především vodíku ¹H, dále u ¹³C, ¹⁵N, ¹⁹F, ²³Na, ³¹P atd.
*) Jaderný magneton m_Nje fyzikální konstanta vyjadřující vlastní dipólový magnetický moment protonu indukovaný jeho spinem: m_N = e.h/2m_p , kde e je elementární elektrický náboj (protonu, elektronu), h je redukovaná Planckova konstanta, m_p je klidová hmotnost protonu. V soustavě jednotek SI je jeho hodnota přibližně m_N = 5,05.10^-27J/T. Je analogický Bohrovu magnetonu elektronu m_e= e.h/2m_e , který je však 1836-krát větší, v poměru hmotnosti protonu a elektronu. Stojí za zajímavost, že i neutron, ač elektricky nenabitý, má nenulový magnetický moment m_n=-0,966.10^-27J/T poněkud menší a opačného znaménka než proton. Ukazuje se, že magnetický moment nukleonů má svůj původ v jejich kvarkové struktuře (§1.5., část "Kvarková struktura hadronů"a §1.1, pasáž "Magnetický moment").
Magnetické momenty jader v magnetickém poli
Za normálních okolností jsou vlivem tepelného pohybu atomů směry spinů a magnetických momentů jednotlivých jader chaoticky "rozházené", jejich orientace je náhodná a neuspořádaná (obr.3.4.4a), elementární magnetická pole se v průměru vzájemně ruší, v makroskopickém měřítku látka nevykazuje žádné magnetické vlastnosti (nemáme zde na mysli feromagnetické látky, kde se jedná o efekt elektronů v atomových obalech). Umístíme-li však analyzovanou látku do silného magnetického pole (o intenzitě či indukci B řádově několika Tesla), zorientují se magnetické momenty jader do směru vektoru B tototo vnějšího magnetického pole (aspoň částečně) - magnetický moment jader je rovnoběžný se siločárami magnetického pole (obr.3.4.4b). Čím je magnetické pole silnější, tím je toto uspořádání dokonalejší *). Navenek se to projeví nenulovým vektorem magnetizace M ve směru indukce vnějšího magnetického pole B. Velikost vektoru magnetizace je úměrná síle vnějšího magnetického pole B a procentu souhlasně orientovaných mag. momentů jader v látce. Dostatečně silné magnetické pole B se nyní většinou realizuje pomocí supravodivého elektromagnetu, jehož vinutí musí být trvale chlazeno kapalným héliem (fyzikální principy supravodivých magnetů jsou stručně rozebírány v §1.5, část "Elektromagnety v urychlovačích", pasáž "Supravodivé elektromagnety").
*) Míra tohoto uspořádání je však ve skutečnosti velice malá! V běžně používaných magnetických polích 1-3T se na každých 1 milion jader vodíku nachází ve stavu souhlasné orientace v průměru jen cca 7-20 jader. Naprostá většina jader je v důsledku tepelného pohybu orientována v různých směrech, včetně protisměrného (vyjadřuje to Boltzmannův rozdělovací zákon). V tomto smyslu je nutno obr.3.4.4b brát jen jako symbolické schéma, na němž je zachyceno pouze těch několik jader, které nabývají souhlasné orientace...
Jelikož běžná látka, např. voda nebo tkáň, obsahuje v 1 gramu asi 10²² jader vodíku, i tak malý přebytek počtu orientovaných jader poskytuje měřitelnou velikost vektoru magnetizace a odezvového radiofrekvenčního signálu.
Larmorova frekvence, radiofrekvenční excitace a relaxace
V magnetickém poli B se jádra (s nenulovým magnetickým momentem m) chovají jako magnetické dipóly, na které působí dvojice sil m.B. To způsobí, že jádro bude osou svého magnetického momentu rotovat kolem směru B - bude vykonávat precesní pohyb (podobný precesnímu pohybu gyroskopu či dětské "káči" kolem svislého směru v tíhovém poli) tzv. Larmorovou frekvencí
w_L = g.B , neboli f_L = ^g^.B/₂_p ,
kde g je gyromagnetický poměr jádra, což je poměr magnetického momentu jádra a jeho "mechanického" momentu setrvačnosti [ rad·s ^-1 ·T ^-1 ]. Precesní pohyb vzniká při změnách vnějšího magnetického pole nebo změnách úhlu magnetického momentu v tomto poli a trvá tak dlouho, dokud se mag. moment neustálí v klidové poloze.
Vyšleme-li pomocí další cívky (vysokofrekvenční - vf, neboli radiofrekvenční - RF) do takto magneticky polarizované látky krátký střídavý elektromagnetický signál (jehož frekvence rezonuje s výše zmíněnou Larmorovou precesí f_Ldaného druhu jádra v magnetickém poli), vychýlí se směr magnetického momentu jádra dočasně ze směru určeného vektorem B vnějšího magnetického pole (obr.3.4.4c) *). Vychýlení vektoru magnetizace je způsobenou magnetickou složkou excitačního RF pulsu. Úhel tohoto vychýlení je úměrný amplitudě (energii) RF pulzu a jeho době trvání. Nejčastěji se používají RF pulsy 90° nebo 180°.
*)Splnění rezonanční podmínky: Jádra jsou schopna účinně přijmout energii ze střídavého elektromagnetického pole jen tehdy, když Larmorova frekvence precese jádra a frekvence elektromagnetického impulsu je stejná. Precedující jádra tak s elektromagnetickým impulsem na dané Larmorově frekvenci rezonují - odtud název "magnetická rezonance".
Po odeznění tohoto excitačního signálu dochází k relaxaci (za stálé rotace Larmorovou frekvencí), při níž se budou vyzařovat elektromagnetické vlny s klesající intenzitou, dokud se magnetický moment po spirále nevrátí zase zpět do směru B. Tyto elektromag. vlny budou v přijímacích cívkách indukovat střídavé napětí - "echo" radiofrekvenční signál **). Tento relaxační signál (označovaný někdy zkratkou FID - Free Induction Decay), má sinusový průběh s exponenciálně klesající amplitudou (viz níže Relaxační časy). Je to užitečný signál, který nese informace o vnitřní struktuře analyzované látky. Frekvence tohoto signálu je rovna výše zmíněné Larmorově precesi a pro danou sílu B vnějšího magnetického pole je určena gyromagnetickým poměrem g jádra, tj. druhem jádra, amplituda relaxačního signálu je úměrná koncentraci jader daného druhu - takto lze nukleární magnetickou rezonanci použít k analýze složení látek: jaké prvky a v jaké koncentraci jsou ve vzorku obsaženy. Např. pro jádra vodíku (protony) má gyromagnetická konstanta hodnotu g = 2,675.10^-8s^-1T^-1 a v magnetickém poli o indukci 1Tesla Larmorova NM rezonanční frekcence činí 42,574MHz, při 1,5T je to 63,58MHz - oblast radiovln (krátké vlny). Pro těžší jádra je úměrně nižší.
**)Sfázování velkého počtu jader: Přijímací cívky NMR samozřejmě nejsou schopny zaznamenat relaxační vyzařování jednoho či několika jader. K získání měřitelného signálu je zapotřebí deexcitace velikého nmožství jader (>cca 10¹²), a to synchronně a ve stejné fázi! Pokud dojde k rozfázování, MNR signál prudce poklesne či vymizí (srov. níže "Relaxační časy - T2).
Obecná pozn.: Kvantové chování: Z důvodu lepší srozumitelnosti výkladu jsme zde zatím explicitně nezahrnuli kvantové chování magnetického momentu, uvažovali jsme jeho kontinuální chování. Orientace vektoru magnetického momentu jader v magnetickém poli ve skutečnosti nabývají diskrétních kvantových stavů - paralelně (0°), kolmo (90°) a antiparalelně (protichůdně, 180°) se směrem vektoru B magnetické indukce vnějšího magnetického pole. Základní, energetickxy nejnižší stav je paralelní, zatímco kolmá nebo antiparalní konfigurace má vyšší energii - excitovaný stav. Ze základního do excitovaného stavu magnetického momentu přecházejí jádra absorbcí kvanta elektromagnetické enerie, která musí být přesně rovna rozdílu energií mezi oběma stavy. Příslušná frekvence odpovídá rezonanční Larmorově frekvenci. Při deexcitaci se pak emituje elektromagnetický signál o téže frekvenci. Precesní rotace magnetického momentu jader v magnetickém poli je opět jen naše modelová představa, jak názorně vysvětlit chování jader v magnetickém poli...

Obr.3.4.4. Nukleární magnetická rezonance - zjednodušené schématické znázornění.
a) Magnetické momenty jader v analyzované látce mají za normálních okolností chaoticky rozházené směry.
b) Působením silného magnetického pole B se mag. momenty jader částečně zorientují do směru vektoru B.
c) Vysláním vf elektromagnetického pole se tato zorientovaná jádra vychýlí ze směru B, např. o 90°. Po vypnutí tohoto vf pole nastává relaxace, při níž budou vychýlená jádra při svém návratu za precesní rotace vysílat elektromag. NMR signál s exponenciálně doznívající amplitudou.
d) Zjednodušené principiální schéma zařízení pro NMR zobrazení. Pro jednoduchost je zakreslena jen jedna radiofrekvenční (RF) cívka, která se elektronicky přepíná střídavě do vysílacího a přijímacího režimu; většinou bývají oddělené vysílací a přijímací RF cívky. (ADC=analogově-digitální konvertor, DAC=digitálně-analogový konvertor).

Radiofrekvenční cívky
RF cívky jsou jakýmisi "anténami" NMR systému, které vysílají excitační RF signály směrem do analyzované látky, anebo přijímají odezvové RF signály z relaxujících jader v analyzované látce. Jako vysílací a přijímací cívka může být v zásadě použíta tatáž cívka, která se elektronicky přepíná do vysílacího a následně do přijímacího režimu (jak je symbolicky zakresleno na schématu v obr.3.4.4d). Kvalitnější detekce odezvového NMR signálu však lze dosáhnout použitím oddělené (samostatné) přijímací RF cívky. Vzhledem k poměrně vysoké Larmorově frekvenci (desítky MHz) mají RF cívky velmi jednoduché provedení: jsou tvořeny smyčkou drátu kruhového nebo obdélníkového tvaru, která se umisťuje do blízkosti analyzovaného materiálu (vzorku, nebo zájmové oblasti v organismu). Někdy bývají vhodně tvarovány (ohýbány do sedlového nebo válcového tvaru) pro dosažení lepší homogenity RF signálu v analyzované oblasti.
Do vysílací cívky se v různých časových sekvencích pouští krátký, ale velmi silný radiofrekvenční střídavý proud, o vysoké amplitudě, okamžitém výkonu až desítky kW. V přijímací cívce se pak indukuje odezvový signál z relaxujících jader naopak o velmi nízké amplitudě (řádově milivolty), který se pro další elektronické zpracování musí výrazně zesílit v úzkopásmovém vysokofrekvenčním zesilovači. Při NMRI zobrazení (viz níže) se používají speciální přijímací RF cívky různých velikostí a tvarů, aby těsně obepínaly analyzovanou oblast - pro zobrazení mozku, kloubů, páteře atd.
NMR spektroskopie a analýza
NMR spektroskopie probíhá tak, že se zvyšuje frekvence budícího vf signálu, tento signál přerušovaně napájí cívky ve vysílacím režimu, nastane vždy přepnutí do přijímacího režimu a měří se intenzita vf signálu - echa - vysílaného vzorkem umístěným v magnetickém poli B_o při zpětné relaxaci magnetických momentů jader. Frekvence, při níž nastává rezonanční maximum, Larmorova frekvence, určuje druh jádra (nejvyšší je pro vodík - zmíněných 42,6MHz pro B = 1Tesla), intenzita rezonančního maxima určuje koncentraci příslušných atomů ve vzorku. Všechna jádra jednoho isotopu, vložená do téhož magnetického pole, by sama o sobě měla rezonovat při stejné frekvenci. Jsou-li však atomy těchto jader součástí chemických sloučenin, liší se rozložení elektronů v jejich okolí a tyto elektrony způsobují elektromagnetické stínění jader. Efektivní magnetické pole působící na jádro pak již není B_o, ale B = B_o.(1-s), kde stínící faktor s, popisující intenzitu stínění, jemně závisí na chemickém složení analyzované látky. Tato změna efektivního magnetického pole způsobuje ve spektru NMR signálu tzv. chemický posun frekvence.
Dalším efektem, ovlivňujícím jemnou strukturu NMR spektra, je vzájemná interakce jader sousedních atomů zprostředkovaná valenčními elektrony. V důsledku těchto interakcí se pozoruje rozštěpení rezonančních maxim studovaných jader na 2-4 linie vzdálené o cca 20Hz - dochází k multiplicitě signálu.
Detailní analýzou frekvencí, intenzit a multiplicit v NMR spektru lze tedy získat informace o chemickém složení a struktuře organických i anorganických látek. Moderní NMR spektrometry jsou řízeny počítačem, přičemž indukovaný NMR signál je analyzován s použitím Fourierovy transformace.
Relaxační časy
Po vypnutí vysokofrekvenčního budícího pole vychýlená jádra v magnetickém poli relaxují - vracejí se po spirálové dráze zpět do původního rovnovážného stavu ve směru B_o (který si zde označíme jako osu "z"), což se v přijímací cívce pozoruje jako volné doznívání indukovaného vf signálu s exponenciálním poklesem amplitudy. Rychlost této relaxace (resp. doba doznívání) je ovlivněna interakcí jaderných spinů s okolními atomy a vzájemnou interakcí mezi jadernými spiny. V signálu NMR je tak zakódována i informace o okolních atomech a molekulách - informace o chemickém složení a struktuře látky. Doba doznívání rezonančního signálu se charakterizuje dvěma relaxačními časy T₁ a T₂.
Relaxační doba T1, nazývaná někdy spin-mřížková (název pochází z původního používání NMR pro analýzu pevných látek s krystalovou mřížkou), představuje základní časovou konstantu relaxace magnetických momentů jader z vychýlené polohy do rovnovážné polohy ve směru permanentního magnetického pole. Zachycuje rychlost, s jakou vychýlené jádro při relaxaci odevzdává energii elektromagnetickým vlnám a okolnímu prostředí, přičemž podélná magnetizace ve směru osy z se k původní hodnotě M_o vrací podle exponenciálního zákona: M_Z = M_o(1 - e^-t/T¹) . Definuje se jako doba, za kterou podélná magnetizace při relaxaci dosáhne (1-e)-násobku původní hodnoty M_o, přičemž signál poklesne na 63% (pokud byla provedena excitace magnetického momentu jádra o 90°).
Relaxační doba T2, zvaná někdy spin-spinová, vyjadřuje časovou konstantu, se kterou v důsledku vzájemné interakce spinů a magnetických momentů sousedních jader, vedoucí k defázování precesního pohybu magnetických momentů, klesá magnetizace v příčném směru x-y: M_XY =M_XYo e^-t/T². T2 se definuje jako čas, za který poklesne transverzální magnetizace M_XY e-krát.
Pozn.: Přijímací cívka v MRI po ukončení excitačního impulsu ve skutečnosti detekuje kratší relaxační dobu značenou T2*. Kromě relaxační doby T2 je způsobena strmějším poklesem příčné složky materiálové magnetizace v důsledku drobných změn v nehomogenitě magnetického pole,vedoucí k desynchronizaci. U zobrazení MRI je tento jev většinou negativní, lze jej vykorigovat či eliminovat u tzv. "spin - echo sekvence" - viz níže.
Relaxační časy T1 a T2 jsou výsledkem vzájemného působení rezonujících jader s jejich okolím a charakterizují chemické vlastnosti a strukturu vyšetřovaného materiálu. Při medicínském využití jsou často výrazně odlišné pro zdravou a nádorovou tkáň.
V nejčastěji používaném vnějším magnetickém poli 1,5 T mají relaxační časy T1 a T2 vody a některých lidských tkání (za fyziologického stavu) následující přibližné hodnoty :

Relaxační časy jsou charakteristické pro různé látky a tkáně - závisí na koncentraci jader, teplotě, velikosti molekul, chemických vazbách. Z tabulky je vidět, že např. jádra vodíku pevně vázaná v molekulách tuku či bílkovin relaxují mnohem rychleji než protony slabě vázané v molekulách vody.
NMR zobrazení - MRI
Metoda NMR sloužila původně jako analytická metoda složení a struktury vzorků. Pokrok v elektronice a počítačové technice v 70. a 80. letech umožnil použití signálu NMR pro vytvoření obrazu hustoty protonů ve vyšetřovaném objektu. Vznikla tak metoda NMR zobrazení (NMRI - Nuclear Magnetic Resonance Imaging; slovo "nuclear" se často vypouští a používá se zkratka MRI) - obr.3.4.4d.
Aby bylo možné detekovat NMR signály separátně a lokálně z jednotlivých míst vyšetřovaného objektu (organismu či tkáně) a pomocí něho vytvořit zobrazení, je třeba zajistit prostorově-geometrické kódování souřadnic ve vyšetřovaném objektu. Toho lze dosáhnout tím, že na hlavní konstantní homogenní pole B_o superponujeme přídavné gradientní magnetické pole ve směru osy X,Y,Z. Tato gradientní magnetická pole ve směru každé osy X,Y,Z se vytvářejí příslušnou dvojicí gradientních cívek. Změnami gradientného magnetického pole dosáhneme toho, že k magnetické rezonanci bude docházet pokaždé v jiném místě vyšetřovaného objektu. Tímto gradientním magnetickým kódováním prostorových souřadnic pak můžeme provádět NMR zobrazení.
Gradientní cívky
jsou "přídavné" elektromagnety umístěné ve vhodných místech uvnitř hlavního silného elektromagnetu. Jsou navinuté měděným drátem nebo kovovým páskem, dimenzované pro poměrně vysoké proudy desítky i stovky ampér. Gradientní cívky jsou v pulzních sekvencích napájeny poměrně silným proudem (cca 500A) z elektronicky regulovaných zdrojů, které umožnují rychlé a přesné nastavení síly a směru buzeného magnetického pole - přídavného gradientního pole. Produkují gradienty v rozmezí cca 20-100 mT/m. Aby MRI zobrazení netrvalo enormě dlouhou dobu, je třeba aby rychlost gradientních změn byla poměrně vysoká - dosahuje se cca 100-200 T.m^-1.s^-1; to vyžaduje určité napětí (cca 50-300V) k překonání indukčnosti gradientních cívek - napájecí zdroje gradientních cívek jsou poměrně robustní (výkonové). Silné proudové nárazy v gradientních cívkách při interakci s magnetickým polem vyvolávají mechanické vibrace, což způsobuje značnou hlučnost při MRI. Podélné gradientní cívy (ve směru Z) mají závity navinuté ve stejném směru jako hlavní cívka, X (gradient ve směru levo-pravém) a Y (gradient ve směru nahoru-dolů) jsou tvořeny cívkami sedlového tvaru s kolmo navinutými závity.
Všimněme si nejprve podélného gradientního pole B_z(z) ve směru Z. Jeho superpozice s hlavním mag. polem B_o způsobí, že skutečná "místní" hodnota magnetického pole B = B_o+B_z(z) bude záviset na souřadnici z: B = B(z). Vyšleme-li do vzorku, umístěného v tomto mírně nehomogenním gradientním magnetickém poli vysokofrekvenční impuls určité frekvence f, bude se signál magnetické rezonance vysílat atomovými jádry jen z tenké vrstvy vzorku o souřadnici z, pro kterou je splněna rezonanční podmínka f = g.B(z)/2p. Změnou frekvence f vysokofrekvenčních excitačních impulsů, nebo intenzity podélného gradientního pole B_z, se mění poloha z vrstvy, v níž se vytváří odezvový signál magnetické rezonance. Tímto způsobem se zachytí informace o závislosti prostorového rozložení hustoty jader ve směru osy Z - je dosaženo elektronicko-geometrického kódování této souřadnice - vrstvy z.
Zobrazení prostorového rozložení hustoty jader v dané vrstvě z v příčných směrech X a Y se pak získá působením dalšího, příčného, gradientního magnetického pole ve směru osy X a Y, čímž se zkoumaná vrstva rozloží na elementární objemy - "pixely", v nichž se zjišťuje závislost intenzity relaxačního NMR signálu a též časy jeho doznívání. Změnou těchto gradientních polí se získávají údaje pro jednotlivá místa ve vrstvě z a jejich počítačovou rekonstrukcí se získá obraz příčného řezu protonové hustoty ve vyšetřované vrstvě z (obr.3.4.4d vpravo). Elektronickou analýzou relaxačních časů NMR signálu se zároveň vytvářejí i obrazy příčných řezů v relaxačních časech T1 a T2 (označují se jako T1 či T2 - vážené obrazy). Množina obrazů příčných řezů pro různé hodnoty souřadnice z pak vytváří 3-rozměrný tomografický obraz vyšetřované oblasti v protonové hustotě a relaxačních časech v jednotlivých "voxelech". Pomocí počítačové grafiky pak již lze vytvářet obrazy libovolných řezů vyšetřovanou oblastí, které jsou jasově modulovány v široké škále odstínů šedi (od bílé až po černou), k odlišení struktury tkání a orgánů.
Základním předmětem zobrazení metodou NMRI jsou vodíková jádra - zobrazení protonové hustoty a relaxačních časů. Někdy se proto NMRI označuje jako "vodíkové topografické zobrazení". Intenzita takového NMR obrazu odráží v každém místě především množství vody ve zkoumané tkáni a charakter vazby a rozložení molekul vodíku v buňkách a extracelulárním prostoru, jakož i rozložení tuku a proteinů. Na základě těchto strukturních rozdílů mohou být v MRI obrazech od sebe rozlišeny různé tkáně - např. voda, sval, tuk, šedá a bílá hmota v mozku.
Obecně jsou na obrazech NMRI lokálně zachyceny dvě základní informace:
1. Distribuce hustoty jader vytvářejících nukleární magnetickou rezonanci - nejčastěji protonové hustoty PD vodíku v tkáni. Obrazy PD v podstatě zachycují anatomickou stavbu tkání a orgánů, jsou do značné míry podobné rentgenovým obrazům CT, které mapují elektronovou denzitu tkání.
2. Distribuce relaxačních časů T1 a T2 souvisejících s chemickým složením a strukturním stavem tkáně v jednotlivých místech. Takové obrazy se nazývají T1 a T2 - vážené.
O tom, do jaké míry bude ve výsledném obrazu MRI zastoupena protonová hustota PD, časy T1 a T2 - jak a čím bude tento obraz modulovaný - "vážený" - rozhodují pulsní sekvence: časový sled vysílaných RF impulsů a odezvových signálů "echa" (bude podrobněji diskutováno níže).

Obr.3.4.5 MRI obrazy mozku (transaxiální řez, bez patologie) v protonové hustotě, relaxačních časech T1 a T2 a ve speciální sekvenci FLAIR pro potlačení signálu vody.
(MRI obrázky mozku pořídil MUDr. Jaroslav Havelka, vedoucí odd. MRI RDG ústavu FN Ostrava)

Protonové hustoty a zvláště relaxační časy jsou jiné nejen pro různé druhy tkání (viz výše uvedená tabulka), ale liší se i v závislosti na fyziologickém či patologickém stavu téže tkáně. To činí z NMRI zobrazení významnou diagnostickou metodu v medicíně, včetně oblasti nádorové diagnostiky.
Pozn.: Podobně jako u rentgenové diagnostiky, i u NMRI se pro zvýšení kontrastu zobrazení určitých struktur (např. dutin či cév) používají kontrastní látky, avšak nikoli na densitním, nýbrž magnetickém základě - feromagnetické sloučeniny, většinou na bázi gadolinia.
Pulsní sekvence v NMRIU medicínského MR zobrazování je žádoucí vytvářet snímky s dostatečně vysokým kontrastem mezi různými druhy tkání, aby MRI radiolog mohl co nejlépe odpovědět na danou klinickou diagnostickou otázku. Optimálního kontrastu zobrazení mezi různými tkáněmi s odlišnými densitami a rexačními časy lze dosáhnout vhodným způsobem excitace magnetických momentů jader a následného měření jejich odezvového MR signálu: nastavením parametrů pulsní sekvence - časového sledu vysílaných elektromagnetických budících impulsů RF a následných měření "echa" elektromagnetického signálu vydávaného relaxujícími jádry. Prvním parametrem je zde intenzita (energie) vyslaného radiofrekvenčního excitačního pulsu (RF), která určuje převážný úhel vychýlení (sklopení) vektoru magnetizace analyzovaných jader - 90° nebo 180°. Čím vyšší excitační intenzita se vyzáří do analyzované cílové tkáně, tím vyšší je procento překlopení mag. momentu jader a tím silnější je pak odezvový signál a více času je potřeba pro relaxaci. Dalším parametrem je časový interval TR, ve kterém opakovaně aplikujeme jednotlivé radiofrekvenční excitační impulsy. Čím kratší je tento interval, tím méně času je k T1 relaxaci. Třetím parametrem je čas TE (echo time) mezi excitačním impulsem a detekcí odezvového rezonančního signálu. Čím delší je tento čas, tím méně budou k měřenému rezonančnímu signálu přispívat jádra s kratším relaxačním časem T2. Zcela orientační hodnoty časů pulsních sekvencí pro získání základních typů MRI obrazů při B=1,5 T jsou:
PD: TR=1000 ms, TE=5-30 ms ; T1-vážený: TR=10 ms, TE=5-30 ms ; T2-vážený: TR=1000-2000 ms, TE=80-100 ms .
V souvislosti s těmito zákonitostmi bylo vypracovíno několik význačných sekvencí vysílání excitačních radiofrekvenčních impulsů a navazující detekce odezvových relaxačních signálů (v MR hantýrce se někdy nazývají "MRI techniky") :
->Saturation - recovery sekvence, při níž se v pravidelných intervalech vysílají 90° RF impulsy. Po příchodu každého RF impulsu se vektor magnetizace otočí o 90° a začne relaxace s různými časy T1 v různých tkáních. Když přijde další RF impuls, bude z-složka magnetizace různá v různých tkáních. Vhodnou opakovací periodou TR excitačních RF impulsů můžeme nastavit optimální kontrast požadovaných tkání v časech T1. Tato nejjedenodušší MRI technika se nyní používá již zřídka, byla nahrazena níže uvedenou inversion-recovery sekvencí, poskytující vyšší kontrast.
->Spin - echo sekvence, sestávající z 90° RF impulsu, po němž následuje 180° RF impuls. Po překlopení vektoru magnetizace do roviny xy vlivem 90°RF impulsu nastupuje T2 (resp. T2*) relaxace, při níž dochází k rozfázování. Následný 180°RF impuls však působí "refokusačně" - překlopí jednotlivé spiny v rovině xy o 180° a spiny se opět sfázují. Výsledkem je echo-signál v přijímací cívce, jehož amplituda je závislá na relaxačních časech T1 a T2 tkáně (nepříznivý T2* se zde neuplatňuje, neboť vliv nehomogenity mag. pole na rozfázování se eliminuje při sfázování 180° impulsem). Charakter a kontrast zobrazení lze nastavovat pomocí časů TR a TE . Při krátkém TR i krátkém TE dostaneme T1-vážený obraz, dlouhý TR a krátký TE poskytne obraz protonové hustoty, dlouhý TR a dlouhý TE poskytuje T2-vážený obraz. Vzhledem k této variabilitě možností zobrazení je spin-echo nejčatěji používanou MRI technikou.
->Inversion - recovery sekvence, tvořená sekvencí 180° a následujícího 90° RF impulsu. Úvodní 180° puls invertuje vektor magnetizace na opačný, načež probíhá T1 relaxace. S časovým odstupem TI - doba inverze pak následuje 90° RF impuls, který překlopí vektor magnetizace do roviny xy. V přijímací cívce je detekován vf signál závislý na T1 relaxačním čase zobrazované tkáně. Kontrast obrázku lze vhodně nastavit pomocí času TI. Lze dosáhnout podstatně kontrastnějšího zobrazení než u saturation recovery techniky.
Speciálním nastavením času TI = T1.ln2 se dosáhne potlačení obrazu tkáně, která má tento relaxační čas T1. Nastavením krátkého inverzního času TI (cca 140ms při magnetu 1,5T) - tzv. short time inversion recovery STIR - se v obraze dosáhne potlačení signálu tuku. Naopak prodloužením času TI (na cca 2600ms) - fluid attenuation inversion recovery FLAIR - můžeme dosáhnout potlačení signálu vody. Na takto "očištěných" obrazech lze pak lépe posuzovat ostatní jemné detaily a anomálie ve struktuře vyšetřovaných tkání.
->Gradient - echo sekvence začíná 90° RF impulsem (který sklopí vektor magnetizace do roviny xy), po kterém se aplikuje gradient magnetického pole. Jádra v sousedních atomech tak budou vykazovat precesi s mírně odlišnou Larmorovou frekvencí, což způsobí rozfázování spinů. Následuje aplikace druhého mag. gradientu s opačným znaménkem, který znovu sfázuje spiny a v tomto okamžiku se měří echo. Používá se pro získání T2-váženého obrazu.
->.......... sekvence ............?doplnit další sekvence?...........?doplnit obrázek grafického diagramu sekvencí?...
Počítačovou analýzou MRI obrazů, získaných s vhodnými sekvencemi (zmíněnými výše), lze vytvářet speciální modulace obrazů - jako je zobrazení s potlačením signálu vody či tuku. Další speciální sekvence se používají pro funkční MRI (zmíněnou níže):
->Susceptibility weighted imaging (SWI) zobrazuje tkáně s mírně rozdílnou magnetickou susceptibilitou. Používá k tomu prodloužených gradient-echo sekvenci pro zobrazení v T2*. Její hlavní variantou je Blood oxygenation level dependent (BOLD), viz níže fMRI.
->Diffusion weighted imaging (DWI) zobrazuje difuzi vody uvnitř elementů tkáně, projevující se Brownovým pohybem molekul. Používá se spin-echo sekvence s aplikací 2 gradientů, registruje se subtilní efekt, při němž Brownovsky pohybující se molekuly vody vykazují odlišný vztah fázování-defázování při obrácení mag. gradientu; vede to k nepatrně slabšímu T2 signálu.
Magnetická rezonanční spektrometrie MRI
Zobrazení magnetickou rezonancí MRI může být doplněno magnetickou rezonanční spektrometrií (MRS), popsanou výše, která toto vyšetření obohacuje o další fyziologické informace. Pomocí analýzy chemického posuvu Larmorovy frekvence se zde provádí chemická analýza zobrazovaných struktur in-vivo, např. úroveň cholinu či lipidu. Chemické posuny jsou velmi jemné, takže tato metoda je náročná nejen z hlediska signálové analýzy, ale je zapotřebí i vysoké intenzity (dopručuje se min. 3 T) a homogenity magnetického pole.
Funkční zobrazování magnetickou rezonancí - fMRI
Magnetická rezonance může být vhodnou metodou pro neinvazívní zobrazování funkce různých tkání a orgánů (spolu s "molekulárním" zobrazováním v nukleární medicíně - .....). fMRI zatím nalezla uplatnění hlavně při funkčním zobrazování mozku, mapování neuronální aktivity. Neurony (které nemají vnitřní zásoby energie) potřebují pro svou zvýšenou aktivitu rychle obdržet cukr a kyslík. Hemodynamická odezva na tuto potřebu způsobí jednak zvýšení krevní perfúze v daném místě, hlavně však větší uvolňování kyslíku z krve, než u neaktivních neuronů. To vede ke změně relativních úrovní okysličeného oxyhemoglobinu a neokysličeného deoxyhemoglobinu v krvi v místech neuronální aktivity.
Z tohoto hlediska se používají dva základní způsoby nepřímého mapování neuronální aktivity:
-Lokální zvýšení perfúze v místě zvýšené neuronální aktivity - perfúzní fMRI.
-Změna poměru okysličené a neokysličené krve v místě neuronální aktivity. Metoda se nazývá BOLD fMRI (Blood Oxygen Level Dependent). Změny relativních úrovní oxy- a deoxy-hemoglobinu mohou být detekovány na základě jejich mírně rozdílné magnetické susceptibility. Základní hemoglobin bez navázaného kyslíku (deoxyhemoglobin) má mírně paramagnetické vlastnosti, avšak pokud je na něj navázán kyslík (oxyhemoglobin), chová se mírně diamagneticky. Pokud se v určitém místě mozkové tkáně nahromadí více deoxyhemoglobinu, získá se z něj poněkud silnější MRI signál, než z míst, v nichž převažuje deoxyhemoglobin.
MRI funkční zobrazení mozku se provádí po neurologické aktivaci, buď motorické (např. pohyb prstů na rukou), zrakové, jazykové nebo kognitivní .
Fyzikálně-elektronická realizace NMRINMR zobrazení je nejsložitější zobrazovací metodou. Činnost zařízení pro NMR zobrazení je elektronicky značně komplikovaná a náročná, takže musí být řízena výkonným počítačem s důmyslným softwarem - obr.3.4.4d. V multiplexním režimu je synchronně řízen proces vysílání sekvence radiofrekvenčních impulsů, modulace gradientních magnetických polí, snímání a analýza relaxačních signálů magnetické rezonance, rekonstrukce a tvorba výsledných obrazů, jakož i řada dalších transformačních a korekčních procedur. Jelikož se jedná o harmonické (sinusové) průběhy, provádí se snímání a rekonstrukce s použitím Fourierovské analýzy - ve frekvenčním tzv. K-prostoru. Je to soustava matic vymezená v paměti vyhodnocovacího počítače MRI, do jejchž jednotlivých elementů se nahrávají frekvence, amplitudy a souřadnice MRI signálů. Z těchto "surových" dat se s pomocí Fourierovy transformace a dalších analytických metod vytvářejí výsledné MRI obrazy.
Poznámka:
Na podobném principu jako NMR je založena i elektronová paramagnetická rezonance (EPR). Zde se využívá magnetických momentů elektronových obalů atomů.........

Termografie
Termografie je metoda zobrazování rozložení teploty na povrchu analyzovaných předmětů. Medicínské použití termografie je založeno na skutečnosti, že některé patologické děje v organismu jsou doprovázeny změnami teploty (např. zánětlivý proces zvýšením teploty), které se projevují i na povrchu těla v místě nad příslušným ložiskem. Termografické zobrazení lze provést dvojím způsobem:
¨Kontaktní termografie
pomocí kapalných krystalů. Kapalné krystaly jsou látky, které se z mechanického hlediska chovají jako kapaliny, ale opticky jako pevné krystalické látky (jeví optickou anizotropii). V termografii se využívá vlastnosti některých kapalných krystalů, že v závislosti na teplotě se různě zabarvují (teplotně-mechanické změny se projevují na interferenci dopadajícího světla). Vhodným složením lze připravit tekuté krystaly, které umožňují barevně zobrazit různá rozmezí teplot. Kapalné krystaly se dříve natíraly přímo na kůži, opatřenou podkladem černé barvy. Nyní jsou nanesené na speciální ohebné fólii, která se přikládá na kůži.
¨Infračervená elektronická termografie
pomocí snímání infračerveného záření z povrchu vyšetřovaných těles speciální videokamerou citlivou k infračervenému záření. Každé těleso nenulové teploty vysílá infračervené záření (tepelné sálání) - elektromagnetické vlnění spojitého spektra o vlnové délce větší než viditelné světlo. Jeho intenzita je tím větší, čím vyšší je teplota povrchu; s růstem teploty se zároveň zmenšuje průměrná vlnová délka. Používá se v průmyslu a stavebnictví - např. na infračerveném snímku vytápěné budovy jsou zřetelně jasněji zobrazena místa horší izolace s vyšším únikem tepla.
Termografický snímek povrchu těla, získaný citlivou infračervenou kamerou, může zobrazit okrsky s abnormálně zvýšenou teplotou (rozdíly mohou činit i méně než desetiny °C), které mohou svědčit pro zánětlivý či nádorový proces v tkáni ležící pod tímto okrskem. Nebo zase okrsky se sníženou teplotou mohou indikovat poruchu perfuze, třebas v důsledku uzávěru krevní cévy (např. žilní trombózy).

Elektroimpedanční zobrazení
Určitou informaci o vlastnostech tkání můžeme zjistit snímáním lokální elektrické vodivosti, resp. impedance vyšetřovaných tkání. Pomocí elektrod rozmístěných na kůži v okolí vyšetřované oblasti se do tkáně zavádí slabý elektrický proud a rovněž pomocí elektrod se snímá rozdělení elektrických potenciálů na povrchu. Z těchto údajů lze rekonstruovat prostorové rozložení lokální impedance tkáně - elektroimpedanční obraz. U nádorové tkáně se pozoruje odlišná elektrická vodivost od okolní tkáně. Tato metoda se (zatím ojediněle) používá v mamografii.

Komplementarita metod
Z tohoto stručného přehledu principu a výpovědí několika různých zobrazovacích metod vidíme, že každá z metod se na vyšetřovanou tkáň či orgán dívá z jiného "zorného úhlu" - zkoumá jiný aspekt morfologie či funkce. Jinými slovy lze obecně říci, že jednotlivé zobrazovací metody jsou vzájemně komplementární - v určitých aspektech se doplňují a skládají diagnostickou "mozaiku", kterou pak zkušený klinik interpretuje ve výslednou diagnózu, z níž pak vychází vhodný způsob terapie.

Status a úloha nukleární medicíny
Scintigrafie neposkytuje obrazy s tak vysokou rozlišovací schopností jako CT, nerozpoznává hustotu, teplotu ani mechanickou konzistenci tkání. Hlavní "parketou" nukleární medicíny je neinvazívní zobrazování a kvantifikace struktur a dějů v organismu, které se vyznačují určitou specifickou funkcí a metabolismem, které lze "vystopovat" vhodným radioindikátorem a zobrazit pomocí zevní detekce záření gama. Míra lokální akumulace radiofarmaka záleží na intenzitě místních metabolických a funkčních dějů v orgánech a tkáních. Případné anomálie a poruchy funkce lze pomocí scintigrafického zobrazení lokalizovat a kvantifikovat. Poruchy funkce v mnoha případech předchází poruchám strukturálním - anatomickým a morfologickým. Proto lze patologické děje odhalit metodami nukleární medicíny někdy dříve, než jinými zobrazovacími metodami (typickým příkladem jsou kostní metastázy karcinomu prsu, prostaty či plic). Rovněž perfuzi tkání či orgánů a dynamiku průtoku krve jednotlivými částmi srdce a cévami lze metodami nukleární medicíny velmi dobře analyzovat.
Velmi důležitá je scintigrafická diagnostika nádorových onemocnění pomocí cíleného vychytávání specifických radiofarmak (zvláště monoklonálních protilátek), na niž může účinně navazovat biologický cílená radionuklidová terapie - teranostický přístup.

Fúze obrazů PET a SPECT s obrazy CT a NMRI
V tomto §4.6 "Vztah scintigrafie a ostatních zobrazovacích metod" bylo průběžně diskutováno, jak se jednotlivé diagnostické metody doplňují při vytváření komplexního obrazu o zdravém či patologickém stavu jednotlivých orgánů a celého organismu. Hlavním cílem je skloubit anatomii s fyziologií, či jinak řečeno funkci s morfologií, aby bylo možno lépe vyjasnit lokalizaci, biologický charakter a původ patologických ložisek a abnormalit - přiřadit ložiska zobrazená na scintigramu konkrétním anatomickým strukturám v organismu. V oblasti zobrazovacích metod se při takových multi-modalitních vyšetřeních snímají a vzájemně porovnávají obrazy CT, SPECT, PET, NMRI a sonografie.
Scintigrafické obrazy poskytují důležité informace o funkčním stavu tkání a orgánů, avšak většinou nejsou schopny dát dostatečnou anatomickou informaci o přesné lokalizaci patologických abnormalit (lézí) zobrazených scintigraficky. Do okolních anatomických struktur (např. skeletních), které radioindikátor nevychytávají, se radioaktivita nedostane a na scintigrafickém obraze nejsou viditelné. Pro lepší a názornější porovnávání charakteru, velikostí a lokalizace zobrazovaných struktur je optimální provést simultánní zobrazení obrazů PET+CT, či NMRI nebo CT+SPECT, do jediného vhodně barevně modulovaného obrazu - tzv. fúze obrazů. Jednotlivé snímky jsou zde překryty v různých barevných kombinacích. Na těchto obrazech, kde je možno plynule modulovat procentuální zastoupení jednotlivých obrazů (z kolika procent se jeden obraz bude promítat do druhého), můžeme sledovat korelaci fyziologické a anatomicko-strukturní informace. Umožní to přesně lokalizovat scintigraficky zobrazené léze po prostorové a anatomické stránce.
Při těchto fúzích se často naráží na problém, že obrazy z různých modalit byly snímány v různou dobu, při různém měřítku zobrazení a s odlišnou geometrickou konfigurací pacienta vzhledem k zobrazovacímu zařízení. Důmyslné programy počítačové grafiky jsou sice schopné provádět afinní a konformní transformace obrazů pro korekci geometrických vlivů - úpravu měřítka a vzájemné polohy zobrazených struktur (translace, rotace, reorientace, zvětšování či zmenšování, křížová korelace) a dosáhnout tím poměrně dobrého "slícování" obrazů, avšak některé odchylky od přesného překrývání sobě odpovídajících struktur mohou přetrvávat. Pro tento proces geometrického sladění obrazů se někdy používá poněkud zavádějící název registrace či normalizace obrazů. Procedury tohoto druhu se aplikují v řadě oblastí počítačového zpracování obrazů (např. v panoramatické fotografii, kartografickém snímání, astrofotografii).
Hybridní tomografické systémy - kombinace PET+CT, SPECT+CT, (PET+MRI)
Pro odstranění těchto problémů, jakož i pro operativní a rychlé dosažení komplexní diagnostiky, vznikla snaha kombinovat některé zobrazovací metody do jednoho přístroje. Výrobci zobrazovacích přístrojů vyvinuli tzv. hybridní systémy, slučující dvojice přístrojů PET+CT nebo SPECT+CT (níže je zmíněna i kombinace PET+MRI). Tyto kombinované systémy mají tři základní přednosti :

*) Geometrické sladění obrazů CT s obrazy SPECT a PET
Při fúzi funkčních scintigrafických obrazů SPECT či PET s anatomickými obrazy CT je důležité, aby se struktury zobrazené na obou modalitách geometricky kryly - zobrazovaly se ve stejném místě obrazu. Pro kalibraci tohoto přesného sladění vzájemného polohového souběhu zobrazovaných struktur SPECT<-->CT či PET<-->CT na hybridních přístrojích se používá scinticrafické+CT zobrazení bodových zdrojů naplněných směsí radionuklidu (^99mTc či ¹⁸F) a kontrastní látky ("Fantomy a fantomová měření", část "Tomografické fantomy pro SPECT, PET, CT", pasáž "Geometrické sladění obrazů CT s obrazy SPECT a PET"). Tento proces geometrického sladění obrazů se někdy (ne příliš výstižně) nazývá prostorová normalizace či registrace obrazů.
Hybridní kombinace PET/CT se v posledních letech stala již standardním vybavením PET-pracovišť nukleární medicíny; jeho přínos je nesporný, zvláště v oblasti nádorové diagnostiky. Samostatné PET kamery, bez CT, se již nevyrábějí.
I kombinace SPECT+CT je užitečná pro upřesnění lokalizační diagnostiky, i když zastoupení nádorového zobrazení je u SPECT nižší. U kombinace SPECT/CT se někdy používá jednodušší a levnější "nízkodensitní" ("low dose", "nediagnostické") lokalizační CT, avšak toto řešení není zcela optimální; pro větší univerzálnost se přednost dává hybridním kombinacím s plnohodnotným diagnostickým multi-slice CT (které ostatně může být snížením anodového proudu provozováno i v nízkodávkovém režimu). V mnoha případech tak kombinace SPECT/CT pomáhá fyziologicko-anatomickou korelací zpřesnit diagnostiku.
Hybridní kombinace PET+NMRI
Zobrazení nukleární magneticlou rezonancí NMRI poskytuje, oproti CT, lepší rozlišení měkkých tkání, což je výhodné zvláště v onkologické diagnostice. V posledních letech je proto snaha vyvinout hybridní kombinaci zobrazovacích přístrojů PET/NMRI. Přímé spojení "klasických" technologií PET a NMRI do jednoho systému však naráží na zásadní potíž: silné magnetické pole supravodivého elektromagnetu NMRI ovlivňuje pohyb elektronů mezi dynodami ve fotonásobičích prstencových scintilačních detektorů v PET (na elektrony působí Lorentzova síla); v silném magnetickém poli fotonásobiče přestávají fungovat. Vyvinuly se však technologie umožňující sloučení PET s NMRI :
¨Polovodičové fotodetektory. Místo klasických fotonásobičů se v prstencovém detektoru PET použijí polovodičové fotodiody APD (Avalanche Photo Diode) nebo polovodičové fotonásobiče SiPM (viz §2.4, část "Fotonásobiče"). Tyto fotodetektory nejsou citlivé na magnetické pole.
¨Multipixelové plně polovodičové detektory (např. na bázi CZT) anihilačních fotonů (místo scintibloků BGO/LSO s klasickými fotonásobiči nebo SiPm). Vedle lepší detekční účinnosti a prostorového rozlišení se tím může dosáhnout i poněkud kratší koincidenční doba (pro lepší TOF). Výhodou polovodičových detektorů je též jejich nezávislost na magnetickém poli, což umožňuje použití v hybridních systémech PET/MR.
Pozn.:Zpočátku se navrhovala některá provizorní suboptimální řešení :
- Modulace magnetického pole NMRI, které by se zapínalo jen po dobu vytváření obrazů magnetickou rezonancí, zatímco při snímání obrazů PET by bylo vypnuté.
- Optická vlákna - světelné scintilace od prstencově rozmístěných scintilátorů PET by se pomocí optických vláken vedly k fotonásobičům, umístěným mimo magnetické pole NMRI.
Tyto bizarní provizorní návthy se neosvědčily, nefungovaly a v praxi nebyly použity. Jedinou reálnou možností hybridní kombinace PET/MR je použití magneticky nezávislých polovodičových fotodektorů, nebo lépe přímo polovodičových gama detektorů.
Hybridní kombinace PET/MRI se někdy označuje zkratkou mMRI - molekulární magneticko-rezonanční zobrazení: MRI poskytuje zobrazení morfologických a funkčních podrobností tkáně, PET zobrazuje metabolismus tkáně na molekulárně-buněčné úrovni. Integrovaný systém PET/MRI umožňuje v některých případech přesnější identifikaci a stanovení rozsahu a vlastností maligních nádorů, což může pomáhat při plánování účinné léčby a posléze i jejího efektu. Systém může být s využit i v neurologii a kardiologii.
Kombinace PET/MRI má však i některé nevýhody, kvůli kterým zatím nemůže fungovat jako rutinní alternativa PET/CT (dosud se jedná spíše o specializovaná zařízení) :
- Poměrně dlouhá doba snímání obrazů magnetické rezonance, která limituje počet pacientů vzhledem k pracovní směně a krátkému poločasu 18-F; způsobuje též rozmazání obrazů v oblasti hrudníku a břicha dýchacími pohyby. CT je nerovnatelně rychlejší, prakticky neprodlužuje PET vyšetření a poskytuje ostré obrazy i pohybujících se orgánů.
- Časté kontraindikace MRI (kardiostimulátory, kovové implantáty, stenty), zatímco CT nemá žádné kontraindikace (jiné než má PET).
- Obrazy MRI zatím neposkytují přesné denzitní mapy pro potřebnou exaktní korekci obrazů PET na atenuaci záření g v tkáni, tak jak je poskytují obrazy CT.
- Podstatně vyšší pořizovací cena zařízení a vysoké provozní náklady MRI ve srovnání s CT.
Argument, že MRI je neradiační metoda s nulovou radiační dávkou, zde není významný. PET gamagrafie samotná zatěžuje poměrně vyšší dávkou a vhledem ke skladbě pacientů, kteří budou většinou léčeni radioterapií s mnohonásobně vyššími dávkami, je dávka od CT zobrazení irelevantní.
Instalovat hybridní kombinaci PET/MRI jako první či jediný přístroj PET na komplexním onkologickém centru proto není zcela optimální. Vhodněší variantou je v současné době osvědčená kombinace PET/CT; pro rozšíření komplexní diagnostiky doplněná kvalitním přístrojem nukleární magnetické rezonance (3 T magnet) v oddělené místnosti či pracovišti, s využitím počítačové fúze obrazů PET+CT s obrazy MRI. Na větších pracovištích pak i hybridní kombinace PET/MRI může být pro řadu indikací úspěšně využívána.
Hybridní kombinace zobrazovacích diagnostických a ozařovacích radioterapeutických technologií je diskutována v §3.6 "Radioterapie", část "Modulace ozařovacích svazků".

4.7. Vizuální hodnocení a matematická analýza diagnostických obrazů
Diagnostické obrazy RTG (planární či CT), scintigrafické (planární, SPECT, PET) a magnetické rezonance MRI mohou nést řadu informací o fyziologické či patologické anatomicko-morfologické situaci a struktuře tkání a orgánů, jejich funkci a metabolismu, přítomnosti abnormalit a patologických lézí. Pro získání těchto důležitých diagnostických informací - vyhodnocení obrazů - lze postupovat v zásadně dvojím způsobem :
¨Vizuální hodnocení
"zkušeným okem" erudovaného odborníka v oblasti nukleární medicíny, RTG či MRI diagnostiky. Toto je základní způsob vyhodnocení (a před érou digitálního zobrazování to byl způsob jediný...). Na kvalitně nasnímaných obrazech (s potřebným procesingem - jasovou modulací, filtrací, korekcemi) může zkušený radiolog rozpoznat řadu abnormalit, poruch, lézí. Takovýto popis pak může být důležitým vodítkem pro odhalení a správnou terapii příp. patologických stavů, jakož následně i pro posuzování odezvy a účinnosti terapie.
¨Kvantitativní zpracování,
které pomocí matematické-počítačové analýzy poskytuje kvantitativní parametry o denzitách různých tkání a okrsků, vychytávání radionuklidů a funkci vyšetřovaných orgánů, o průběhu a rychlostech funkčně-metabolických dějů ("molekulární" zobrazení). Takto získané kvantitativní výsledky doplňují a upřesňují vizuální hodnocení (např. míru metabolické aktivity vizuálně rozpoznané léze), ale mohou mít i svou samostatnou důležitost pro posouzení funkčních dějů v organismu (funkční stav ledvin, srdce, jater). Nové speciální metody filtrace a počítačového zpracování obrazů mohou též "vytáhnout" a zdůraznit některé detaily, na nativních obrazech nerozeznatelné - a napomoci tak vizuálnímu hodnocení.
Multifaktoriální statistická analýza obrazů, radiomika
Vedle základních shora zmíněných strukturních a funkčních informací mohou diagnostické obrazy v sobě skrývat i některé dodatečné informace, které nejsou přímo vizuálně patrné (a neplynou explicitně ani z kvantitativní analýzy), ale mohou být v principu extrahovány speciálními sofistikovanými počítačovými metodami rozpoznávání struktur a analýzy znaků v obrazech. Příkladem může být analýza vztahu velikosti a tvaru nádoru (povrchu a objemu), míry vnitřní homogenity či heterogenity zobrazených lézí a dalších sémantických rysů v obrazech. Lze analyzovat i topologický tvar a kompaktnost (jako je Hausdorfovská analýza dimenze kontury) a vztah zobrazené struktury s okolními tkáněmi.
Takovým způsobem vyextrahované faktory samy o sobě neposkytují žádnou individuálně validní diagnostickou informaci. Teprve když je konfrontujeme se statistickými soubory vyhodnocení velkého počtu obrazů stejného druhu získaných u různých pacientů se spolehlivě popsanou diagnózou (včetně genového charakteru), způsobem léčby, odpovědí na terapii a celkovým výsledkem, můžeme - s určitou pravděpodobností - odhalit některé podobnosti a shody. To může potenciálně pomoci zpřesnit diagnózu - nasměrováním na možnost ukázanou touto podobností - a příp. předpovědět reakci na příslušný druh terapie a další vývoj onemocnění.
Potřebné porovnávací databáze lze vytvořit tak, že pro každou uvažovanou diagnózu se standardizovaným způsobem provede multifaktoriální analýza obrazů u mnoha pacientů s příslušnou (spolehlivě ověřenou) diagnózou a kvantifikované hodnoty vyextrahovaných znaků-faktorů z těchto obrazů se postupně ukládají do speciálních souborů, včetně vyhodnocení statistického rozptylu. Při event. klinickém použití se pak u konkrétního pacienta provede zobrazení, z něhož se multifaktoriální analýzou vyextrahují potřebné znaky (stejným standardizovaným způsobem jako bylo v porovnávací databází) a jejich hodnoty se statistickými metodami porovnávají - konfrontují - s příslušnými "vzorovými" hodnotami z databáze. Z "pravděpodobnostních průsečíků" hodnot několika faktorů lze usuzovat na určitý pod-typ patologie a příp. předpovědět její chování.
Tyto metody, založené na "strojovém učení" a umělé inteligenci, jsou zatím ve stadiu experimentálního vývoje, vytváření potřebného softwaru, pokusného sestavování databází faktorů ze "vzorových" obrazů (template). Pro soubor těchto metod, využívajících sofistikovaných metod analýzy obrazů ve spojení se statistickým zpracováním, se v posledních letech používá název radiomika. Její perspektivou je stát se "mostem" mezi radiometrickým zobrazováním a personalizovanou medicínou.

4.8. Radionuklidy a radiofarmaka pro scintigrafii
Abychom pomocí scintigrafie vůbec mohli něco diagnosticky zobrazit, je třeba vpravit do organismu g-radioaktivní látku - radioindikátor či radiofarmakum, jejíž distribuci v různých tkáních a orgánech pak zobrazujeme. Využívá se indikátorového či stopovacího principu: radioisotopy se chemicky chovají úplně stejně jako stabilní isotopy téhož prvku, avšak jsou prostřednictvím svého záření "viditelné", což umožňuje jejich sledování v systému pomocí detektorů ionizujícího záření, v případě scintigrafie navíc zobrazení jejich distribuce.
Radiofarmaka jsou speciální diagnostické či terapeutické přípravky, obsahující radionuklidy, které jsou zdrojem záření. V jejich molekulách je zabudovám radioaktivní atom - radionuklidem značíme vhodnou sloučeninu, která určuje farmakokinetiku dle našich diagnostických či terapeutických požadavků. Radiofarmakum je složeno ze dvou hlavních částí :
×Nosič - specifická biochemická látka zajišťující farmakokinetické zacílení či nasměrování ("targeting") do požadovaného místa, tkáně či orgánu, který chceme zobrazit (nebo léčit). Nosič je vlastní indikátor funkce, který se aktivně či pasivně účastní vyšetřovaného nebo terapeutického procesu v cílové struktuře. V nejjdnodušším případě je nosičem voda (fyziologický roztok), v níž je radionuklid rozpuštěn a unášen krevním oběhem, popř. vzduch při vyšetření plicní ventilace. Většinou se však jedná o složitější biochemicky aktivní látky - od anorganických solí, přes cyklické uhlovodíky, cheláty, disperzní koloidní částice, peptidy, proteinové nosiče, monoklonální protilátky, imunoglobuliny, radioaktivně značené buňky (erytrocyty či lymfocyty) - které se selektivně vychytávají v cílových tkáních. Nosič radionuklidu se volí podle požadovaného diagnostického či terapeutického výkonu.
×Radionuklid navázaný na tento nosič, zajišťující svou emisí ionizujícího záření záření "zviditelnění" - signalizaci či indikaci polohy molekul indikátoru (nosiče) v organismu - v našem případě zobrazení jeho distribuce. Při terapii pak způsobuje biologické účinky na buňky tkáně. Vazba radionuklidu by měla být taková, aby nezměnila biochemické vlastnosti nosiče.
Radiofarmaka pak mohou obsahovat ještě některé pomocné látky stabilizující či antioxidační.
Radiofarmaka jsou otevřenými radioaktivními zářiči a po aplikaci do organismu vstupují do různých metabolických dějů v závislosti na své (bio)chemické struktuře. Chemická skladba radiofarmaka určuje jeho začlenění do kinetiky či do určitých metabolických procesů, zabudovaný radionuklid svým vyzařováním pak umožňuje buď zevní detekci distribuce této látky (u scintigrafie), nebo sledování jeho množství v odebraných vzorcích (biologických tekutin, většinou krve nebo moči). V případě terapie pak záření radionuklidu vykonává biologické účinky na buňky tkáně, v němž se radiofarmakum akumuluje (např. likviduje nádorové buňky - §3.6, část "Radioisotopová terapie otevřenými zářiči").
Zvolené radiofarmakum by se mělo kumulovat ideálně pouze v požadovaných cílových oblastech. V praxi se však radiofarmaka ve větší či menší míře vychytávají i v jiných tkáních a orgánech, příp. vytvářejí kontinuální tkáňové pozadí. Tuto nežádoucí farmakokinetiku je třeba zohlednit při hodnocení scintigrafických obrazů, jakož i při posuzování vedlejších účinků - radiotoxicity - při biologicky cílené radionuklidové terapii (§3.6, část "Radioisotopová terapie").
Radioindikátory v nukleární medicíně jsou aplikovány v nepatrném stopovém množství, cca 10^-9-10^-12 gramu (piko- či nanomolární koncentrace v tkáních) a proto samy nemohou ovlivnit funkci vyšetřovaných orgánů, ani nemohou způsobovat nějaké vedlejší či toxické účinky na organismus. Radiofarmaka proto, vzhledem k nepatrnému a prakticky neměřitelnému váhovému množství, nelze dávkovat podle jejich hmotnosti [mg] - hmotnosti "účinné látky", jak je obvyklé u léků. Radiofarmaka se dávkují pomocí aplikované aktivity v [MBq].
Pozn.: V tomto ohledu se radioindikátory používané v nukleární medicíně podstatně liší od kontrastních látek používaných v rtg diagnostice. Rentgenová kontrastní látka se aplikuje v poměrně větším množství (až desítky gramů), potřebném k vyvolání dostatečného kontrastu absorbce X-záření. Dochází k její poměrně vysoké koncentraci v krvi a tkáních, která vzhledem k chemickému složení kontrastních látek (většinou sloučeniny jódu) funkci vyšetřovaných orgánů může výrazně ovlivňovat. Některé kontrastní látky mohou mít i nežádouci až toxické účinky, mohou vyvolávat alergické reakce. Naproti tomu radioindikátory používané pro diagnostiku v nukleární medicíně jsou biochemicky bezpečné a nemají většinou žádné kontraindikace.
Určitou výjimkou z této biochemické bezpečnosti jsou radiofarmaka na bázi myších monoklonálních protilátek. U nich se mohou u určitého malého procenta pacientů vyskytovat alergické reakce, způsobené přítomností tzv. HAMA protilátek (Human Anti-Mouse Antibodies); může pak dojít k nežádoucí imunitní odpovědi na přípravek - produkci lidských protilátek proti monoklonálním myším protilátkám. Před použitím těchto radiofarmak je proto žádoucí provést laboratorní biochemický test na HAMA protilátky, jeho pozitivita by pak měla být kontraindikací k použití těchto přípravků.
Oproti jiným farmaceutickým přípravkům mají radiofarmaka ještě dvě další specifika :
«Časově proměnný obsah látky nesoucí diagnostický či terapeutický účinek - množství použitého radioisotopu se vlivem radioaktivní přeměny s časem exponenciálně snižuje (rychlost tohoto úbytku je různá pro jednotlivé radionuklidy, podle jejich poločasu rozpadu). S tím souvisí krátká expirační doba (kterou nelze nijak prodloužit, nezávisle např. na teplotě skladování).
«Působení na dálku - emitované ionizující záření, především pronikavé gama, může vykazovat biologické účinky - v tomto případě nežádoucí - i mimo tkáň kde se farmakum distrubuovalo (či dokonce i na jiného pacienta, který se nachází v blízkosti).
Pro využití scintigrafie v nukleární medicíně je k dispozici několik g-radionuklidů (smíšených b-g, čistých g, pro PET pak b⁺ s následnou emisí anihilačního g záření) v chemické formě řady radiofarmak, umožňujících zkoumat různé funkční pochody v organismu. Způsoby výroby a fyzikální (jaderné) charakteristiky jednotlivých radionuklidů jsou podrobně uvedeny v §1.6 "Radionuklidy", kde jsou i jejich změřená spektra. Zde zvlášť zmíníme vlastnosti nejdůležitějších radionuklidů používaných v nukleární medicíně. Pro každý takový radionuklid nakreslíme jeho rozpadové schéma, popíšeme způsoby jeho radioaktivních přeměn, druhy a energie emitovaného záření. Nakonec pro každý radionuklid uvedeme spektrum záření gama změřené scintilačním spektrometrem s mnohokanálovým analyzátorem - takové spektrum můžeme pak v praxi pozorovat i na scintilační kameře (je uvedeno i podrobnější polovodičové spektrum).

Radionuklidy a radiofarmaka pro jednofotonovou gamagrafii - planární a SPECT
Radiojód ¹³¹I (+ ¹²⁵I + ¹²³I )
Prvním radionuklidem, používaným v klinické nukleární medicíně, byl radiojód ¹³¹I (T1/2=8 dnů, b^- s max. energií 606keV, hlavní energie g je 364keV), který má klíčový význam pro diagnostiku a terapii onemocnění štítné žlázy (§4.9.1 "Thyreologická radioisotopová diagnostika"). Aplikuje se perorálně ve formě ¹³¹I-jodidu sodného. Několik let se používal i radiojódem značený ¹³¹I-o-hippuran pro radionuklidovou nefrografii a příp. scintigrafii ledvin, později byl vytlačen radiofarmaky značenými ^99mTc (viz níže).
Radionuklid ¹³¹I se (podle rozpadového schématu na obr... vlevo) b^--radioaktivitou přeměňuje na excitované stavy dceřinného nuklidu xenonu ¹³¹Xe, který je již stabilní (neradioaktivní). Dominantní "kanál" beta-přeměny je na excitovanou hladinu 364,5 keV (89%), která v 81% deexcituje na základní stav ¹³¹Xe a v 6% deexcituje na hladinu 80keV (která vzápětí deexcituje na základní stav). Ve 2% nastává rozpad na excitovanou hladinu 722keV, v 7% na hladinu 637keV. Jednou z excitovaných hladin ¹³¹Xe je metastabilní ^131mXe hladina o energii 164keV, která se s poločasem T1/2=12 dní deeexcituje na základní stav jádra ¹³¹Xe. Na tuto metastabilní hladinu probíhá jen 0,38% rozpadů ¹³¹I a navíc její deexcitace podléhá vnitřní konverzi, takže jen cca 0,021% je emitováno jako záření gama 164keV. Po cca 14 dnech je dosažena radioaktivní rovnováha, kdy aktivita ¹³¹I se rovná aktivitě ^131mXe.

Ve spektru záření gama ¹³¹I dominuje hlavní fotopík zachycující energii záření g 364keV. Směrem k vyšším energiím jsou patrné dva slabší píky 637 a 723 keV. V oblasti nižších energií pak vidíme rovněž slabší píky 284 a 80 keV, úplně na začátku spektra pak charakteristické X-záření K_a,b xenonu 30keV (nízkoenergetické linie L_a,b 4-5keV na běžném scintilačním detektoru nevidíme). Slabý fotopík 164keV z metastabilního ^131mXe není příliš patrný, protože leží v oblasti Comptonova rozptylu hlavní energie 364keV (interferuje s píkem zpětného rozptylu)- je analyzováno v "¹³¹I".
Pro in vitro radioimunoanalýzu (RIA, RSA) se pak používá radiojód ¹²⁵I (T1/2=60 dnů, EC, X 27+31keV, g 35keV) ....
Pro scintigrafii se používá i radiojód ¹²³I (T1/2=13,1 hod., EC, g 159keV, X 27+31keV ), který má pro tento účel výhodnější fyzikální vlastnosti než ¹³¹I - vhodnější energii g a nepřítomnost b, což vede k nižší radiační zátěži. Radiofarmaka značená ¹²³I se ojediněle používají pro scintigrafii ledvin (o-jodhipuran), častěji štítné žlázy (NaI), srdce (MIBG), dále pro scintigrafii receptorových systémů v mozku - ¹²³I-ioflupane, ¹²³I-IBZM (§4.9.8, část "Scintigrafie receptorových systémů v mozku"). Oproti ^99mTc má ¹²³I nevýhody ve vyšší ceně, obtížné distribuci (krátký T1/2) a poněkudvyšší radiační zátěži.

Technecium ^99mTc
Pro nukleární medicínu je vůbec nejdůležitějším radionuklidem metastabilní technecium ^99mTc (T1/2=6hodin), které je čistým zářičem gama (Eg=140keV) a získává se většinou beta-rozpadem molybdenu ⁹⁹Mo (T1/2=66hod.) v tzv. generátoru (viz §1.2. "Radioaktivita", část "Záření gama "). ^99mTc je téměř ideálním radionuklidem pro scintigrafii, na němž byl v podstatě založen celý rozvoj nukleární medicíny v 60.-90.letech; má následující výhody:
×1. Čistý gama-zářič s krátkým poločasem rozpadu 6 hod. umožňuje, bez rizika významně zvýšené radiační zátěže, aplikovat pacientům značně vysokou aktivitu ^99mTc (řádu stovek MBq) potřebnou pro získání kvalitních obrazů u SPECT či dynamické scintigrafie.
Pozn.: Po deexcitaci ^99mTc vzniká ⁹⁹Tc v základním stavu. To je také radioaktivní: b^--přeměnou se rozpadá na stabilní jádro ⁹⁹Ru (viz obr.4.8.2), avšak poločas rozpadu je zde velmi dlouhý - 2,11.10⁵ roků. Jelikož aktivita preparátu obsahujícího daný počet N_o radioaktivních jader je A = N_o.l, je poměr aktivit mateřského a dceřinného radioisotopu v poměru jejich rozpadových konstant l, neboli v obráceném poměru jejich poločasů rozpadu T1/2. Vztah mezi aktivitou ^99mTc a aktivitou vzniklého ⁹⁹Tc je tedy dán koefientem »4.10^-9. Při aplikované aktivitě řádu 100MBq ^99mTc bude aktivita výsledného ⁹⁹Tc činit pouhých cca 0,4 Bq, což je hodnota prakticky nulová (neměřitelná, hluboko pod úrovní přírodního radioaktivního pozadí např. ⁴⁰K). Z hlediska nukleární medícíny můžeme tedy výsledné ⁹⁹Tc považovat za neradioaktivní.
Opačná situace je však v oblasti jaderných reaktorů (viz §1.3 "Jaderné reakce", pasáž "Štěpení atomových jader"), kde ⁹⁹Tc, vznikající ve značném množství jako jedna ze zplodin štěpení uranu, je obtížnou složkou jaderného odpadu s dlouhým poločasem rozpadu, potenciálně ohrožující životní prostředí.
×2. Záření g o energii 140 keV lze velmi dobře kolimovat a účinně dekovat v tenkém velkoplošném scintilačním krystalu gamakamery, což poskytuje obrazy s relativně dobrým rozlišením a citlivostí.
×3. ^99mTc se snadno získává z Mo-Tc-generátoru (fyzikálně-chemický princip radionuklidových generátorů je posán v §1.2, část "Záření gama", pasáž "Radionuklidové generátory" a v §1.4 "Radionuklidy", část "Výroba umělých radionuklidů", pasáž "Radionuklidové generátory"). Tyto generátory jsou většinou elučního typu. Molybdem ⁹⁹Mo je v "chromatografické" kolonce nasorbován na nosiči (většinou Al₂O₃) v nerozpustné formě oxidu. Po radioaktivní přeměně jádra ⁹⁹Mo na dceřinné jádro ^99mTc se vzniklý atom technecia vyváže z nerozpustné vazby; spojí se se 4 atomy kyslíku za vzniku aniontu ^99mTcO₄^- pertechnetátu. Tento dceřinný produkt je rozpustný ve vodě, čímž může být promýváním vodou - elucí - odseparován od výchozího molybdenu (obr.4.8.1 vlevo). Jelikož se eluce provádí fyziologickým roztokem obsahujícím sůl NaCl, anionty pertechnetátu se okamžitě vážou iontovou vazbou se sodíkem za vzniku technecistanu sodného Na^99mTcO₄^-. V této chemické formě získáváme technecium z elučního generátoru.

Obr.4.8.1. Eluční ⁹⁹Mo-^99mTc generátor.
Vlevo: Principiální funkční schéma elučního generátoru. Uprostřed: Technické provedení sterilního generátoru s evakuovanou eluční lahvičkou.
Vpravo: Rozpadové schéma molybdenu ⁹⁹Mo na technecium ^99mTc, deexcitace na ⁹⁹Tc a pomalé přeměny na stabilní ruthenium ⁹⁹Ru.

Nové typy sterilních elučních generátorů používají evakuovanou eluční lahvičku, do níž se po "napíchnutí" vlivem atmosférického podtlaku automaticky nasaje fyziologický roztok hadičkou vedoucí ze zásobní lahvičky přes sorbční kolonku generátoru s ⁹⁹Mo (obr.4.8.1 uprostřed). Během cca 30 sekund se lahvička naplní eluátem ^99mTc.
V §1.2, části "Exponenciální zákon radioaktivního rozpadu", pasáž "Směsi radionuklidů, rozpadové řady, radioaktivní rovnováha" byla odvozena obecná rovnice následného rozpadu radionuklidů A(l_A)®B(l_B)®C(stabilní). Aplikujeme-li tuto rovnici (vynásobenou faktorem l_Tc, abychom z okamžitého počtu jader dostali okamžitou aktivitu v [Bq]) na náš případ Mo-Tc generátoru ⁹⁹Mo(l_Mo=0,0105hod^-1)®^99mTc(l_Tc=0,1155hod^-1)®⁹⁹Tc("stabilní") a vezmeme v úvahu, že 87% ⁹⁹Mo se rozpadá na metastabilní vzbuzenou hladinu ^99mTc, dostáváme pro časovou závislost okamžité aktivity požadovaného technecia ^99mTc vztah: A_99m-Tc(t) = 0,957.A_Mo(t=0) . (e^-^0,0105.t - e^-^0,1155.t), kde A_Mo(t=0) je aktivita ⁹⁹Mo v čase t=0 předchozí eluce, čas t je v hodinách. Aktivita ⁹⁹Mo se s časem T mění podle rozpadového zákona A_Mo(T) = A_Mo(0).e^-^lMo^.T = A_Mo(0).e^-^0,0105.T. Dosazením tohoto základního rozpadu molybdenu získáme výsledný vztah pro okamžitou aktivitu eluovaného ^99mTc v čase T od dodávky molybdenového generátoru a v čase t od poslední eluce:
A_99m-Tc(T,t) = 0,957.A_Mo(0).e^-^0,0105.T . (e^-^0,0105.t - e^-^0,1155.t) ,
kde A_Mo(0) je aktivita ⁹⁹Mo v čase T=0 dodávky generátoru, časy t a T jsou v hodinách. Pro stanovení skutečně eluované aktivity ^99mTc musíme dále vzít v úvahu účinnost eluce, která bývá přibližně 75-85%. Tato časová dynamika aktivity ^99mTc při opakovaných elucích Mo-Tc generátoru je vynesena na obr.2.1.B (d), který si zde pro názornost uvádíme znovu :

Obr.2.1.B. Časová dynamika radioaktivity ve směsi dvou radionuklidů.
a) Ve směsi dvou nezávislých radionuklidů X,Y se každý z nich přeměňuje podle svého vlastního poločasu a celková aktivita preparátu je daná součtem obou exponenciálních funkcí.
b),c) V rozpadové řadě dvou genericky souvisejících radionuklidů X-->Y dynamika rozpadu závisí na poměru poločasů rozpadu primárního mateřského radionuklidu X a dceřinného, dále se rozpadajícího radionuklidu Y; v závislosti na této relaci l_X a l_Y se posléze může ustavit tranzientní nebo sekulární rovnováha obou radionuklidů.
d) Specifická radioaktivní dynamika u radionuklidového molybden-techneciového generátoru při opakovaných elucích dceřinného ^99mTc, vznikajícího přeměnou mateřského ⁹⁹Mo.

Po eluci aktivita ^99mTc v generátoru klesne téměř k nule, pak stoupá a dosahuje (lokálního) maxima za 23 hod. od předchozí eluce, načež nastává radioaktivní rovnováha a aktivita ^99mTc klesá exponenciálně s poločasem 67 hod. ⁹⁹Mo. Po 23 hod. od poslední eluce je tedy výtěžek eluce ^99mTc největší; generátor lze samozřejmě podle potřeby eluovat i za kratší dobu, avšak s menším výtěžkem ^99mTc.
Tyto eluční cykly je možno opakovat mnohokrát, dokud aktivita mateřského radionuklidu nepoklesne pod použitelnou mez; pro Mo-Tc generátor o počáteční aktivitě cca 10-40 GBq je to cca 7-15 dnů. Relativně dlouhý poločas přeměny mateřského radionuklidu umožňuje dlouhodobé používání generátoru a krátký poločas přeměny vznikajícího dceřinného radionuklidu zajišťuje nízkou radiační zátěž pacienta.
Pozn.: Dříve se ojediněle používaly i generátory extrakčního typu (průchodem melyl-etyl-ketonu vodným roztokem ⁹⁹Mo se extrahuje technecistan ⁹⁹Tc a odděluje se z vodné fáze od mateřského molybdenu) a sublimačního typu (kde se využívá rozdílu těkavosti oxidu molybdenového a vznikajícího oxidu technecistého). Pro přílišnou složitost a provozní náročnost se nyní již nepoužívají, byly vytlačeny generátory elučními.
Podrobné rozpadové schéma ^99mTc je na obr.4.8.2. Výchozí metastabilní hladina 142keV izomerně přechází nejdříve na hladinu 140,5 keV, odkud se vyzařuje základní záření gama o energii 140,5keV. S velmi malým zastoupením 0,02% dochází k přímé deexcitaci na základní stav, při němž je emitována energie 142,7keV. Fotony velmi měkkého záření gama 2,17keV prakticky nepozorujeme, neboť téměř ve 100% podléhají vnitřní konverzi. Jádro technecia ⁹⁹Tc v základním stavu (po izomerním přechodu z ^99mTc) je beta-radioaktivní a s velmi dlouhým poločasem 200 000 let se pomalu přeměňuje na stabilní ruthenium ⁹⁹Ru. Ve zcela nepatrném procentu dochází k přímé beta-přeměně ^99mTc z metastabilní hladiny 142keV na ⁹⁹Ru (základní stav jádra ⁹⁹Tc je "bypassován") - především na excitované hladiny 322 a 90 keV ⁹⁹Ru. Jejich deexcitací vzniká g-záření o energiích 322, 232 a 90 keV, ovšem zcela nepatrného zastoupení. Při radioaktivitě ^99mTc je dále emitováno měkké charakteristické X-záření o energiích » 2-3keV (L-série) a »18-22keV (K-série), jakož i větší počet nízkoenergetických konverzních a Augerových elektronů (cca 4 elektrony/1přeměnu), většinou o energiích »1,6-3 keV, menší množství »120-140 keV.
Ve standardním scintilačním spektru ^99mTc (na scintilačním spektrometru nebo gamakameře) pozorujeme pouze jeden výrazný fotopík energie 140keV - obr.4.8.3 vlevo (na polovodičovém spektrometru můžeme rozlišit i slabou linii 142,7keV). Slabé píky z excitovaných hladin ⁹⁹Ru (vznikajících z ^99mTc "bypassováním" ⁹⁹Tc), především 322keV, můžeme spektrometricky vidět až po odfiltrování silné přezařující linie 140keV vrstvou cca 4-5mm olova - obr.4.8.3 vpravo v pasáži "Radionuklidová čistota".

Obr.4.8.2. Energetické hladiny, radioaktivní přeměny a záření beta a gama ^99mTc.
Vlevo: Vznik ^99mTc b-přeměnou ⁹⁹Mo. Vpravo: Podrobné rozpadové schéma ^99mTc.
Energie jednotlivých jaderných hladin jsou v levé části obrázku počítány od základního stavu ⁹⁹Tc, zatímco v pravé části jsou stanovovány od základního stavu ⁹⁹Ru.

Anionty technecistanu ^99mTcO₄^- se relativně snadno vážou na řadu biologicky důležitých látek (po příp. předchozí redukci technecistanu např. cínatými ionty). ^99mTc je schopno vytvářet cheláty s funkčními skupinami různých organických látek a poskytovat tak celou řadu radioaktivních preparátů lišících se svou kinetikou v organismu a vychytáváním v jednotlivých orgánech.
Radioaktivně ^99mTc značená radiofarmaka
Vznikají tak techneciem značená radiofarmaka, která se po aplikaci do organismu selektivně vychytávají v určitých cílových tkáních či orgánech, které mohou být pak na základě zevní detekce vycházejícího záření g zobrazovány scintilační kamerou. Techneciem značená radiofarmaka nacházejí široké uplatnění při statické i dynamické scintigrafii ledvin, jater, plic, srdce, mozku a dalších orgánů, jakož i v nádorové diagnostice. Vyjmenujeme zde několik nejčastěji používaných ^99mTc-radiofarmak:
V některých aplikacích vystačíme se samotným eluátem v chemické formě technecistanu sodného Na^99mTcO₄^{^-}, neboť techneciové ionty se chovají podobně jako ionty jódové. Je to především scintigrafie štítné žlázy, vyšetření Meckelova divertiklu, radiokardiografie. V ostatních aplikacích se atomy ^99mTc chemicky navazují na složité biochemické molekuly.
Pro dynamickou scintigrafii ledvin (§4.9.2., "Dynamická scintigrafie ledvin") se používá nejčastěji ^99mTc MAG3 (merkaptoacetyltriglycin) pro diagnostiku tubulární funkce a drenáže ledvin a DTPA (kyselina dietylentriaminopentaoctová) pro zachycení glomerulární filtrace. Pro statickou scintigrafii ledvin je to pak DMSA (dimerkaptosukcinát), které se akumuluje v ledvinách úměrně funkci příslušných míst a několik hodin tam zůstává fixováno v kortikální zóně v buňkách proximálních ledvinných tubulů.
Pro dynamickou scintigrafii jater (cholescintigrafii - §4.9.3 "Dynamická scintigrafie jater") se používají deriváty iminodioctové kyseliny - ^99mTc HIDA (.......) nebo EHIDA (.........), které se z krevního oběhu vychytávají polygonálními jaterními buňkami a dále procházejí intrahepatálními a posléze vývodnými žlučovými cestami do duodena.
Pro dynamická radiokardiografická vyšetření (bolusovou radiokardiografii a rovnovážnou hradlovanou ventrikulografii - §4.9.4 "Radionuklidová ventrikulografie" ,"Dynamická radiokardiografie") se používají ^99mTc- značené erytrocyty (většinou značené in vivo za pomoci premedikace Sn-pyrofosfátem), které po dobu dynamické studie setrvávají v krevním oběhu.
Pro scintigrafii perfuze tkání a jejich viability se používají ^99mTc-isonitrilové komplexy, které ve formě lipofilních kationtů pasivně pronikají buněčnou membránou, vstupují do buněk a váží se tam na cytosolické proteiny a v mitochondriích viabilních buněk. Radiofarmakum se akumuluje, v závislosti na prokrvení, ve zdravých viabilních buňkách, zatímco v buňkách poškozených (např. v důsledku ischemie) či dokonce odumřelých a nahrazených jizevnatou fibrózní tkání, k akumulaci nedochází. Distribuce radioindikátoru v jednotlivých místech vyšetřované tkáně je pak proporcionální regionálnímu krevnímu průtoku a viabilitě tkáňových buněk. Pro scintigrafii perfuze myokardu se nejčastěji používá ^99mTc-MIBI (methoxyisobutyl-isonitril) a ^99mTc-Tetrofosmin (§4.9.4 "Scintigrafie perfuze myokardu"). Isonitrilová radiofarmaka se též používají pro nespecifickou nádorovou diagnostiku - vykazují zvýšenou akumulaci ve viabilních buňkách s vyšším energetickým obratem (uskutečňujícím se prostřednictvím mitochondrií). Pro scintigrafii perfuze mozku se používá ^99mTc-exametazim HMPAO (hexamethylpropyleneamine oxime)- §4.9.8 "Perfuzní scintigrafie mozku".
Pro scintigrafii perfúze plic se aplikují ^99mTc značené makroagregáty MAA sérového albuminu, jehož částice se zachycují v kapilárách plicního řečiště, úměrně prokrvení jednotlivých částí plic. Pro ventilační scintigrafii plic se inhaluje aerosol vhodného radioaktivně značeného inertního preparátu (většinou ^99mTc-DTPA); lepší možnost je inhalace inertního radioaktivního plynu (viz níže "...").
Pro scintigrafii skeletu se používají značené fosfátové komplexy (pyrofosfáty a polyfosfáty), které jsou osteotropní a vážou se na krystaly hydroxyapatitu; umožňují zobrazit kostní přestavbu. Nejčastěji používaný je ^99mTc-MDP (metylendifosfonát) - §4.9.7 "Scintigrafie skeletu".
Další radionuklidy pro g scintigrafii
Z dalších radionuklidů pro jednofotonovou (planární a SPECT) scintigrafii můžeme stručně jmenovat např. :
Thalium ²⁰¹Tl (ve formě chloridu) pro scintigrafii perfuze myokardu, které jakožto analog draslíku vstupuje do myocytu přes buněčnou membránu a hromadí se tam proporcionálně krevnímu průtoku daného místa srdečního svalu.
Galium ⁶⁷Ga-citrát pro scintigrafii nádorů a zánětlivých ložisek.
Pro podobný účel se používá i indium ¹¹¹In; ve formě ¹¹¹In značených protilátek pak pro imunoscintigrafii, např. značený somatostatinový analog ¹¹¹In-pentetreotid (OCTREOSCAN) pro diagnostiku neuroendokrinních nádorů - §3.6, část "Diagnostika nádorových onemocnění", pasáž "Molekulární gamagrafické zobrazení".
Pro radionuklidovou cisternografii nebo perimyelografii se používá intratekální aplikace ¹⁶⁹Yb-DTPA nebo výhodněji ¹¹¹In-DTPA.

Pro ventilační scintigrafii plic se dříve používal plynný xenon ¹³³Xe (komplexní dynamická scintigrafie), nyní se používá plynný radioaktivní krypton ^81mKr, získávaný z generátoru ⁸¹Rb (T1/2=4,85hod.) (EC)® ^81mKr (T1/2=13s). Proud vzduchu, vedený trubičkou přes nádobku obsahující vrstvičku mateřského radionuklidu ⁸¹Rb, odnáší uvolňovaný dceřinný ^81mKr, který pacient vdechuje a scintilační kamera pomocí zevní detekce záření g zobrazuje distribuci tohoto ^81mKr v plicních alveolách - statická ventilační scintigrafie plic. Pro komplexnější plicní diagnostiku je vhodné kombinovat perfuzní i ventilační scintigrafii.
Princip generátoru ⁸¹Rb/^81mKr je v levé části obr.... Mateřské rubidium ⁸¹Rb je fixováno v pevné fázi v malé kolonce, přes kterou se pomocí ventilátoru (vzduchového čerpadla s regulovatelným výkonem) vede proud elučního vzduchu. Radioaktivním rozpadem rubidia-81 průběžně uvolňovaný dceřinný plynný krypton ^81mKr je unášený procházejícím vzduchem a vedený do dýchací masky, z níž pacient vdechuje směs vzduchu a radioaktivního ^81mKr. Do obvodu dýchací masky jsou zařazeny jednocestné ventily, dále je předřazen směšovací ventil vnějšího vzduchu pro zajištění volného dýchání. Vydechovaný vzduch se vede do vymírací nádoby (objemu cca 30 litrů), z níž vzhledem k velmi krátkému poločasu rozpadu ^81mKr vychází již prakticky neradioaktivní vzduch.
Při tomto vyšetření plicní ventilace se vdechovaný vzduch se stopovým obsahem radioaktivního ^81mKr dostává do plicních alveol, přičemž emitované záření gama 191keV je snímáno gamakamerou. Na scintigrafickém obraze místa se sníženou aktivitou ukazují oblasti plic se zhoršenou ventilací, kam se krypton-81m, a tím pádem ani vzduch, nedostává (buď vůbec, nebo sníženě) - viz §4.9.5 "Scintigrafie plic (nukleární pneumologie)".

Obr.... Generátor ⁸¹Rb/^81mKr.
Vlevo: Princip činnosti generátoru. Uprostřed: Jedno z konstrukčních uspořádání Rb-Kr generátoru. Vpravo: Rozpadové schéma ⁸¹Rb a ^81mKr; v černém poli je scintilační spektrum záření gama ^81mKr.

Radionuklidy a radiofarmaka pro PET
Z více než 100 pozitronových radionuklidů většina není vhodná pro PET zobrazování - z důvodů příliš krátkého či dlouhého poločasu rozpadu, nevhodných radiochemických vlastností, nízkého zastoupení pozitronů a vysoké intenzity nežádoucího elektronového a tvrdého gama záření. Pro medicínské využití pozitronové emisní tomografie je k dispozici jen několik b⁺-radionuklidů, avšak v chemické formě řady radiofarmak, umožňujících zkoumat různé metabolické pochody v organismu. Pro diagnostické zobrazování metodou PET se využívá koincidenční detekce dvojic fotonů g vznikajících v tkáni při anihilaci pozitronů z radioindikátoru s elektrony (podrobně bylo popsáno výše "Pozitronová emisní tomografie"). Používají se především následující pozitronové radionuklidy :

Radioisotopy galium ⁶⁸Ga <-versus-> fluor ¹⁸F
V současné nukleární medicíně se pro PET zatím nejčastěji používají radionuklidy ¹⁸F (daleko nejčastěji) a ⁶⁸Ga. Jaké jsou výhody a nevýhody těchto radionuklidů z hlediska použití v pozitronové emisní tomografii?
Fluor-18 jako radionuklid má velmi dobré vlastnosti pro PET: Vysoký výtěžek pozitronů (97%) o relativně nízké energii (max. 633keV) a tím nízkého doletu v tkáni (cca 0,9mm) - výborné energetické rozlišení PET. Cyklotronem lze produkovat značně vysoké aktivity ¹⁸F mnoha gigaBq. Jeho poločas rozpadu necelé 2 hodiny umožňuje dopravu na pracoviště nukleární medicíny vzdálená cca 200-300 km od produkčního cyklotronu. Vedle základní široce používané ¹⁸F-fluor-deoxyglokózy FDG je k dispozici řada dalších radioindikátorů (zmíněných níže). Donedávna se však nedařilo fluotem-18 efektivně značit některé peptidy a monoklonální protilátky.
Galium-68 má o něco menší zastoupení pozitronů (89%). Vyšší energie emitovaných pozitronů (2900keV) vede k většímu doletu pozitronů v tkáni (cca 4mm), což má za následek horší prostorové rozlišení - sníženou schopnost detekovat malé a blízko sebe uložené léze. ⁶⁸Ga má relativně krátký poločas rozpadu 68 minut, což omezuje zpožděné PET zobrazování při pomalejší farmakokinetice radioindikátoru. Též transport do vzdálenějších PET pracovišť je problematický či nemožný. Avšak možnost získávat ⁶⁸Ga pomocí komerčně dostupného ⁶⁸Ge/⁶⁸Ga generátoru umožňuje jeho aplikaci na PET pracovištích bez cyklotronu. Je to však laboratorně a cenově náročné a množství eluované aktivity ⁶⁸Ga je poměrně malé (pro cca 2-4 pacienty).
Tyto převažující nevýhody galia-68 vedly ke snaze vyvinout metody, které by i ty ligandy, které se dosud značily ⁶⁸Ga (jako jsou ligandy na somatostatinové neuroendokrinní receptory a především prostatické anti PSMA), mohly být označeny fluorem ¹⁸F. Výrazných úspěchů se dosáhlo především u prostatického specifického nádorového antigenu PSMA, kde dosavadní ⁶⁸Ga-PSMA-617 může být nahrazen např. ¹⁸F-PSMA-1007 a dalšími deriváty, včetně teranostické ¹⁸F-rhPSMA-7 (srov. §4.9, část "Kombinace diagnostiky a terapie - teragnostika", pasáž "Radiohybridní teranostická radiofarmaka").

Fluoro-deoxy-glukóza ¹⁸FDG
Daleko nejčastěji používaným radiofarmakem pro PET je 2-deoxy-2-¹⁸F-D-glukóza, zkráceně nazývaná fluoro-deoxy-glukóza (¹⁸FDG). Metabolismus FDG je poněkud odlišný od metabolismu normální glukózy. Podobně jako obyčejná glukóza, má i FDG afinitu k buňkám se zvýšeným metabolismem (zvýšená potřeba cukru - glukózy), kam se dostává přes příslušné transportní proteiny a následně je fosforylována. Na rozdíl od pravé glukózy však FDG není dále metabolizována a v buňce se proto hromadí. V důsledku toho dochází k výrazně zvýšené akumulaci FDG v nádorových buňkách, takže nádorové ložisko se zobrazí s vysokým kontrastem vůči tkáňovému a krevnímu pozadí. Onkologická diagnostika proto činí více než 90% všech PET vyšetření (§3.6, část "Diagnostika nádorových onemocnění"). ¹⁸FDG se též používá k vyšetření myokardu, kde na základě konsumpce FDG lze posuzovat viabilitu myokardu.
Glukóza se z extracelulárního prostoru do buněk dostává pasívní transportem prostřednictvím transmembránových proteinů - glukózových transportérů. Po vniknutí do buňky je glukóza hexokinázou fosforylována na glukózo-6-fosfát (analogicky FDG-6-fosfát). Normální glukóza pak může být konvertována na glykogen nebo metabolizována na vodu a oxid uhličitý. Tento metabolismus však u FDG neprobíhá, takže FDG je "uvězněna" a má tendenci se v buňkách hromadit. Pro FDG je jediná cesta pro vyloučení zpět z buňky - pomocí glukózo-6-fosfatázy. V buňkách obsahujících málo glukózo-6-fosfatázy je koncentrace FDG úměrná spotřebě glukózy. Naopak ve tkáních, které obsahují hodně glukózo-6-fosfatázy, je akumulace FDG nižší než odpovídá metabolismu glukózy. Defosforylace pomocí glukózo-6-fosfatázy obecně probíhá velmi pomalu, takže se koncentrace FDG-6-fosfátu v tkáních udržuje stabilní po několik hodin.
Po radioaktivním rozpadu vzniká z ¹⁸F neradioaktivní kyslík ¹⁸O a z FDG-6-fosfátu vzniká ODG-6-fosfát, který pak prochází buněčnou glykolýzou jako běžná glukóza. Nemetabolizovaná ¹⁸FDG je odstraňována glomerulární filtrací v ledvinách a odchází močovými cestami (s poločasem exkrece asi 2hod.).
¹⁸FDG se nejdříve začala používat v nenádorové diagnostice pro zobrazení lokálního metabolismu glukózy v mozku a metabolismu glukózy v myokardu. Nyní však má hlavní uplatnění v onkologii jako radioindikátor pro zobrazení zvýšené metabolické aktivity nádorových tkání. A naopak se nehodí pro diagnostiku mozkových nádorů. A není vhodná též pro diagnostiku ca prostaty - z důvodu poměrně pomalého metabolismu těchto nádorových buněk a blízkosti močového měchýře s podstatně vyšším obsahem FDG.
¹⁸F-fluorid sodný (NaF)
se používá pro PET scintigrafii skeletu. Na PET se zobrazují oblasti v kostech s osteoblastickými a osteoklastickými změnami, které mohou souviset s nádorovou přestavbou, ale i s benigními změnami skeletu. Výhodou Na¹⁸F je vysoká (až 50% aplikované aktivity) a rychlá absorbce v kostech, spolu s rychlým odbourávání nenavázaného radioindikátoru v krvi. Vede to k získání kontrastních obrazů v krátkém čase (za méně než 1 hodinu po i.v. aplikaci).
NaF je iontová sloučenina Na⁺ a F^- iontů. Po i.v. aplikaci je NaF dopraven ke kostem a fluoridové ionty difundují přes krevní kapiláry do extracelulární tekutiny. Dochází k výměně ¹⁸F-iontů za OH-ionty hydroxyapatitu Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ za vzniku floroapatitu. Následně dochází k zabudování ¹⁸F-iontů do krystalické struktury hydroxyapatitu v kosti. Zvýšený příjem ¹⁸F-fluoridu probíhá v maligních kostních lézích v důsledku většího krevního zásobení, zvýšené permeability stěn kapilár a rychlejší přestavbě kostní tkáně. Výhodou Na¹⁸F je, že prakticky veškerý ¹⁸F-fluorid, který je krví dopraven ke kostem, se v nich zachytí a naopak vazba na sérové proteiny je minimální. Vede to k rychlému odbourání nenavázaného preparátu z oběhu a získání "čistých" kontrastních obrazů skeletu v krátkém čase.
Speciální radiofarmaka pro "molekulární zobrazení" *)
S rozvojem organické chemie, biochemie a buněčné biologie byla vyvinuta některá radiofarmaka, jejichž značené molekuly mají afinitu ke zcela určitým specifickým druhům buněk či procesům na subcelulární úrovni. Pomocí scintigrafie a vhodného radiofarmaka tak lze cíleně vyšetřit nejen funkci určitého orgánu či tkáně, ale selektivně postihnout i zcela určitý typ metabolické nebo transportní cesty, např. enzymové či receptorové vazby nebo reakce antigenu s protilátkou. Pro tento účel byla vyvinuta a stále se vyvíjení speciální radiofarmaka (jak pro diagnostiku, tak pro terapii), která jsou charakterizována svými účinky na molekulární úrovni. S trochou nadsázky se tyto metody lokálního měření a zobrazení fyziologické odezvy označují jako "biochemie in vivo".
*) Název "molekulární zobrazení" samozřejmě neznamená, že bychom snad zobrazovali přímo samotné molekuly (to bohužel nedokážeme...), ale zobrazujeme takovou distribuci radioindikátoru, která je důsledkem a odrazem specifických biochemických reakcí na molekulární úrovni.
Pro onkologickou diagnostiku je důležité zobrazení viabilních a proliferujících nádorových buněk a tkání - §3.6, část "Diagnostika nádorových onemocnění". Vedle shora zmíněné a nejčastěji používané fluor-deoxy-glukózy ¹⁸FDG jsou některá další nádorová radiofarmaka :
¹⁸FLT (¹⁸F- 3-fluoro-3-deoxy-thymidin)
je radioaktivně značená forma pirimidinového nukleosidu. Výrazně se akumuluje v proliferujících buňkách - zobrazuje aktivitu enzymu thymidinkinázy, charakterizující intenzitu buněčného dělení. Jelikož podstatné zvýšení rychlosti mitózy a proliferace buněk je typickým znakem maligní nádorové tkáně, funguje ¹⁸FLT jako tumor-specifický PET radioindikátor. Poskytuje zpravidla kontrastnější obrazy proliferujících nádorových lézí než ¹⁸FDG. Je zvláště vhodný pro monitorování odezvy maligních nádorů na terapii. Chemoterapií a radioterapií vzniká často v nádoru i okolí tkáni zánětlivá reakce, která výrazně zvyšuje akumulaci ¹⁸FDG a tím značně ztěžuje hodnocení ústupu či progrese léčeného tumoru; ¹⁸FDG proto není úplně ideální radioindikátor pro odezvu maligních nádorů na léčbu, vhodnější je ¹⁸FLT.
Thymidin je nezbytný pro replikaci v dělících se buňkách. Po průchodu thymidinu buněčnou membránou dochází k jeho fosforylaci, která je katalyzována cytosolickým izoenzymem thymidinkinázou-1 (TK1), a následně k inkorpopraci do DNA (v průběhu fáze DNA syntézy buněčného cyklu). Zabudováním fluoru do polohy 3' v thymidinu však u FLT brání jeho další inkorporaci do DNA. FLT monofosfát není začleněn do DNA a buněčná membrána je pro něho neprostupná - je proto metabolicky "uvězněn" uvnitř buněk. PET zobrazením ¹⁸FLT je detekována enzymová aktivita TK1, stopování obnovy nukleosidů z degradované DNA. Příjem a akumulace ¹⁸FLT tak korespoduje s mírou buněčné proliferace. ¹⁸FLT slouží jako indikátor změn růstu nádorových buněk. Pro podobný účel byl používán i ¹¹C-thymidin.
¹⁸F-fluorocholin (¹⁸FCH) je fluorem-18 značený analog cholinu, základní stavební látky buněčných fosfolipidových membrán. Slouží pro vizualizaci fosfolipidového metabolismu v tumorech. Jeví zvýšené vychytávání v tumorech mozku, prostaty, prsu, plic, jícnu.
Cholin je důležitou složkou fosfolipidů v buněčných membránách. Cholin je uvnitř buňek pomocí cholin-kinázy fosforylován na fosforylcholin a po několika dalších biosyntetických procesech je nakonec začleněn do fosfolipidů. Stejně se chová i ¹⁸Flourocholin. Buňky s vysokým metabolismem mají i zvýšený příjem cholinu v souvislosti s vyššími požadavky na syntézu fosfolipidů ve svých buněčných membránách.
Pro pozitronovou emisní tomografii se někdy používá i ¹¹C-cholin, jeho nevýhodou však je krátký poločas rozpadu ¹¹C (20min.).
¹⁸F-fluciclovin slouží pro scintigrafickou PET diagnostiku nádorů prostaty, především u recidivujícího onemocnění.
Fluciclovin je analog aminokyseliny L-leucin, který se zde označuje ¹⁸F Akumuluje se v nádoru prostřednictvím aminokyselinových transportérů. Vzestup transmembránového transporzu aminokyselin se vyskytuje v ca prostaty v důsledku zvýšeného metabolismu aminokyselin pro syntézu energie a bílkovin. Na rozdíl od přirozených aminokyselin fluciclovin není metabolizován a akumuluje se v nádorových buňkách - pozitivní PET zobrazení tumoru.
¹⁸FET (¹⁸F- O-(2-fluorethyl)-L-tyrosin)
je analog aminokyseliny tyrosinu, na které je přes atom kyslíku navázána ethylová skupina značená ¹⁸F. Zobrazuje akumulaci aminokyselin v buňkách. Je vhodný pro zobrazení mozkových nádorů glyomů, jejich rozsahu, ke zjištění recidivy po terapii a jejímu odlišení od nekrózy.
Tyrosin je jedním ze stavebních kamenů bílkovin. Ke zvýšené absorbci v buňkách dochází v důsledku vyššího obsahu aminokyselinových transportérů typu L. Fluorovaný analog FET však na rozdíl od tyrosinu nevstupuje do metabolismu bílkovin. PProto se ¹⁸FET akumuluje v buňkách a mapuje zvýšenou spotřebu aminokyselin v důsledku zvýšeného metabolismu bílkovin v nádorových buňkách. ¹⁸FET se (na rozdíl od ¹⁸FDG či ¹¹C-MET) neabsorbuje v makrofázích a umožňuje rozlišení nádorové tkáně od zánětlivé.
Pro diagnostiku mozkových nádorů se někdy používají i jiné značené aminokyseliny: ¹¹C-methyl-L-methionin (¹¹C-MET), 3-¹²³I-jodo-a-methyl-L-thyrosin (¹²³I-IMT), zkoušely se i dva další analogy L-tyrosinu L-¹¹C-tyrosin a 2-¹⁸F-fluoro-L-tyrosin. Všechny tyto látky mají podobné vlastnosti.
¹⁸F- FMISO (¹⁸F-fluoromisonidazol) a ¹⁸F- FETNIM (¹⁸F-fluoroerythronitroimidazol)
jsou radioindikátory zobrazující buněčnou hypoxii, která je důležitá z hlediska nádorové angiogeneze a pro plánování radioterapie (radiosenzitivita, kyslíkový efekt - viz §3.6, část "Fyzikální a radiobiologické faktory radioterapie ").
Nitromidazoly pasivní difusí prostupují buněčnou membránou do cytoplasmy, kde jsou redukovány intracelulárními nitroreduktázami. Vzniklý nitro-radikál R-NO se dále může redukovat na R-NH₂, které jako silné alkylační činidlo reaguje s makromolekulami - s DNA, RNA, s proteiny. V buňkách s dostatkem kyslíku je ale redukovaný nitromidazol rychle (re)oxidován a odstraňován ven, další reakce již nepokračují a reakční zplodiny se tam nehromadí. V buňkách se sníženým obsahem kyslíku však dochází ke shora uvedené posloupnosti redukčních reakcí za vzniku stabilnějších kovalentních vazeb s biomolekulami, jejichž rychlost je nepřímo úměrná intrecelulární koncentraci kyslíku. ¹⁸F značené deriváty nitromidazolu jsou tak "uvězněny" v buňkách hypoxické tkáně. K této akumulaci ¹⁸FMISO přitom dochází pouze u buněk s aktivními nitroreduktázami, takže k hromadění radioindikátoru dochází pouze v živých hypoxických buňkách, nikoli v nekrotických.
Dalším PET radiofarmakem pro zobrazení hypoxie je ⁶⁴Cu-ATSM (acetyl-methyl-thiosemikarbazon).
¹⁸F- Florbetaben, ¹⁸F- Flutemetamol, ¹⁸F- Florbetapir
jsou ¹⁸F-značené polyetylelenglykol stilbenové deriváty s vysokou specifickou afinitou pro beta-amyloidní plaky. Používá se pro scintigrafickou vizualizaci amyloidózy především u Alzheimerovy choroby v mozku, lze jej použít též u amyloidózy myokardu.
Imunoscintigrafie
Důležitou metodikou "molekulárního zobrazení" je imunoscintigrafie, založená na vysoce specifickém charakteru imunologických reakcí antigen-protilátka. Protilátka, označená vhodným radionuklidem (^99mTc, ¹⁸F, ⁶⁸Ga, ¹¹¹In, ¹³¹I, ¹²³I), se po aplikaci selektivně naváže na příslušný nádorový marker (antigen), načež vnější detekcí záření gama pomocí gamakamery můžeme lokalizovat příslušný nádor. Potřebné protilátky jsou buď humánního původu, nebo se získávají ze séra imunizovaných zvířat metodou tzv. lymfocytární hybridizace, která umožňuje připravit homogenní tzv. monoklonální protilátku - §3.6, pasáž "Monoklonální protilátky". Používají se především v nádorové diagnostice, ale i např. v diagnostice zánětlivých ložisek pomocí antigranulocytárních monoklonálních protilátek, jako jsou ^99mTc-sulesomab a ^99mTc-besilesomab (§4.9.6 "Scintigrafie zánětlivých ložisek").
Neuroendokrinní nádory
Pro gamagrafické zobrazení neuro-endokrinních nádorů (včetně pankreatických) jsou vhodné radioindukátory vychytávající se vazbou na somatostatinové receptory. Používá se např. ⁶⁸Ga-DOTATOC (zkoušel se též ¹¹C-5-hydroxy-tryptophan 5-HTP). Tato diagnostika může sloužit i pro posouzení (predikci) následné radionuklidové terapie pomocí ⁹⁰Y- nebo ¹⁷⁷Lu-DOTA radiofarmak - teranostika (je diskutováno v §4.9, pasáž "Kombinace diagnostiky a terapie - teranostika").
V poslední době se pro nádorovou diagnostiku zkoušejí receptory gastrin uvolňujících peptidů (GRP) na bázi bombesinu, značené např. ¹⁸F. Bombesin *) je peptid složený ze 14 aminokyselin. Tvoří se v tenkém střevě a antru, má stimulační účinek na pankreatickou a žaludeční sliznici. Je silným antagonistou neurotransmiteru gastrin releasing peptidu (GRP). Ukázalo se, že může být exprimován několika buněčnými liniemi karcinomu, kde může endokrinním způsobem stimulovat růst nádorových buněk přes bombesin-receptory na membránách těchto buněk. Bombesin tak může být nádorovým markerem pro karcinom prostaty, plic, žaludku, neuroblastom a další.
*) Poněkud bizarní název "bombesin" vznikl při objevu této látky, která byla poprve izolována z kůže žáby kuňky obecné (lat. Bombina bombina).
.........doplnit............
Nádory prostaty
Velmi perspektivním pro zobrazování a terapii karcinomu prostaty se jeví membránový antigen PSMA specifický pro prostatu. Radioisotopově označené malé molekuly inhibitorů PSMA se s vysokou afinitou vážou k nádorovým buňkám ca prostaty (které vysoce exprimují PSMA), což umožňuje scintigrafické zobrazování těchto lézí i jejich radionuklidovou terapii - v závislosti na použitém radionuklidu. Pro scintigrafické zobrazení planární a SPECT lze použít ^99mTc-MIP-1404, pro PET zobrazení ¹⁸F-DCFBC nebo ⁶⁸Ga-HBED-PSMA, nověji ⁶⁸Ga-PSMA-11. Nejlépe se pro PET scintigrafii prostatických nádorů osvědčuje ¹⁸F-PSMA (¹⁸F-PSMA-1007).
Pro cílenou radionuklidovou terapii ca prostaty se zkoušel ¹³¹I-MIP-1095, nejlépe se však zatím osvědčuje ¹⁷⁷Lu-J591 a nověji ¹⁷⁷Lu- či ²²⁵Ac-PSMA-617.
Vedle diagnostiky se rozpracovávají i možnosti terapeutického využití monoklonálních protilátek jakožto nosičů vhodných radionuklidů beta či alfa s radioterapeutickým účinkem, příp. vhodných chemoterapeutických látek. Použití monoklonálních protilátek v (neradioisotopové) chemoterapii (biologické léčbě) nádorových onemocnění je diskutováno v §3.6, část "Terapie nádorových onemocnění", v radionuklidové terapii pak v části "Radioimunoterapie".
Značená cytostatika
Pro monitorování a predikci chemoterapie nádorových onemocnění byly vyvinuty metody radioaktivního označení různých druhů cytostatik (o cytostatikách je podrobněji pojednáno v §3.6, část "Terapie nádorových onemocnění"). Diagnostická aplikace takových radiofarmak umožňuje zobrazit, kde se tyto cytostatika vychytávají a nakolik pronikají do nádorových ložisek. Takto se budou příslušná cytostatika vychytávat i při vlastní chemoterapii - podle toho lze usuzovat na účinnost léčby ("teranostika").
Jedním z takových radioisotopově značených cytostatik je ¹⁸F-paclitaxel (zatím se zkouší v preklinických studiích). Pro předběžné mapování distribuce některých cytostatik lze použít i ^99mTc-MIBI, které má podobnou kinetiku buněčného vychytávání jako doxorubicin a cisplatina.
Apoptická radiofarmaka
Novou zajímavou skupinou jsou radiofarmaka pro zobrazení buněčné apoptózy. Jedná se o organické molekuly (buď proteiny, nebo poměrně malé molekuly) značené vhodným radionuklidem (např. ^99mTc, ¹⁸F), které mají afinitu k buňkám, jež jsou v ranném stádiu apoptózy (programované buněčné smrti - viz §5.2 "Biologické účinky ionizujícího záření", pasáž "Mechanismy buněčné smrti"). Proteiny se navazují na jejich povrch (na fosfolipidy odkryté na povrchu apoptických buněk), malé molekuly pronikají přes membránu buněk a akumulují se v cytoplasmě. Výsledkem je selektivní akumulace radioindikátoru v apoptických buňkách a tkáních, zatímco do tkání tvořených normálními viabilními buňkami, ani do tkání nekrotických, téměř nevstupují. Gamagrafickým zobrazením distribuce těchto radioindikátorů získáme pozitivní obrazy těch míst, kde nejintenzívněji dochází k apoptóze - ať již v důsledku ozáření, vlivem cytotoxických látek, či ischemie. Molekulárním zobrazením distribuce buněčné apoptózy můžeme tak monitorovat velmi ranou odezvu buněk a tkání na terapii (radioterapii či chemoterapii), již na začátku a v průběhu terapie - viz §3.6, část "Diagnostika nádorových onemocnění". Mohou sloužit i ke zobrazení ischemických ložisek při srdečním či mozkovém infarktu. V klinické praxi byly úspěšně odzkoušeny dva druhy takových radiofarmak pro zobrazení apoptózy (třetí je ve stádiu laboratorního zkoušení):
- ^99mTc-annexin V - je to protein, který se váže na fosfolipidy, odkrývané na povrchu buněk podléhajících apoptóze. Annexin V se získává z placenty a techneciem se značí prostřednictvím hydrazino nicotinamidu: ^99mTc-6-hydrazinonicotin (HYNIC)-annexin V. Pro podobné vlastnosti se zkouší ^99mTc-Duramycin;.
- ¹⁸F-ML-10 [2-(5-Fluoro pentyl)-2-metyl malonic acid] - proniká depolarizovanou buněčnou membránou a akumuluje se v cytoplasmě apoptických buněk;
- Peptid ¹⁸F-CP18 [pentapeptid obsahující triazol] - mapuje Caspase-3 aktivitu, akumuluje se v apoptických buňkách.

Radionuklidy pro terapii v nukleární medicíně (metodická poznámka)
Do oblasti nukleární medicíny (jejíž hlavní metodou je zde pojednávaná scintigrafie) je organizačně začleněna i terapie otevřenými radionuklidy. Z hlediska našeho fyzikálního pohledu, a též z hlediska mechanismu účinku a cíle použití, jsme však tuto radioinuklidovou terapii zařadili do §3.6 "Radioterapie", část "Radioisotopová terapie otevřenými zářiči". Tam tedy nalezneme i radionuklidy používané v nukleární medicíně pro terapeutické účely.

Příprava radiofarmak
Jak bylo výše uvedeno, radiofarmaka jsou složena za dvou základních obsahových složek: radionuklid emitující ionizující záření a nosič na který je navázán a který jej v organismu přivádí k potřebnému cíli - do určitých buněk, cílových tkání a orgánů.
K přípravě radiofarmak - radioisotopovému značení - se vyžívají tři základní radiochemické metody :
×Isotopová výměnná reakce,
při níž je určitý stabilní isotop ve sloučenině nosiče chemicky nahrazen (vyměněn, "vytěsněn") svým radioaktivním isotopem, přidaným do reakční směsi. Takto vzniklá značená látka má stejné chemické i biologické vlastnosti jako látka výchozí, neboť její molekuly jsou chemicky shodné s molekulami původními.
×Chemická syntéza,
při níž se radioaktivní atomy chemicky zabudují na příslušné místo do molekuly nosiče, nejčastěji pomocí koordinačně kovalentní vazby, tak aby vzniklá komplexní sloučenina měla požadované vlastnosti. K tomuto značení se často používají tzv. cheláty (jako je EDTA, DTPA), které se jednou svou částí navazují na molekulu nosiče a jejich druhá část váže atom radionuklidu.
×Biochemická syntéza
využívá enzymů a mikroorganismů. Radionuklid, přidaný do kultivačního prostředí, v živých mikroorganismech vstupuje do jejich metabolických pochodů a je pak zabudovám v jejich příslušných metabolitech.
Z hlediska organizace přípravy můžeme radiofarmaka rozdělit do dvou skupin :
¨ Hotová radiofarmaka - hromadná výroba,
vyrobená a radioaktivně označená v radiochemické laboratoři výrobce, dodávaná na pracoviště nukleární medicíny (o patřičné aktivitě a objemu) a připravená k přímé aplikaci pacientům. Takto se dodávají radiofarmaka značená radionuklidy s delším poločasem rozpadu (> cca 2 dny). Jsou to např. radiofarmaka značená jódem ¹³¹I a ¹²³I, dále ¹¹¹In, ²⁰¹Tl, ⁶⁷Ga, ¹⁶⁹Yb, v poslední době i krátkodobým ¹⁸F a další.
¨ Radiofarmaka připravovaná na pracovišti - individuální příprava
Požadovaná biochemická látka - nosič - se na pracovišti nukleární medicíny, v laboratoři radiofarmak, označí potřebným radionuklidem (příprava "magistraliter"). Tak se připravují především radiofarmaka značená krátkodobými radionuklidy, hlavně techneciem ^99mTc z generátoru, někdy i ¹⁸F. Vlastní syntéza se dříve prováděla za použití základních chemikálií, nyní se používají tzv. kity (angl. kit = souprava nářadí, stavebních dílů) - kompaktní souprava neradioaktivních ingrediencí dodávaných farmaceutickým výrobcem, k nimž se jen přidá roztok vlastního radionuklidu a příslušná reakce označení již proběhne automaticky.
Na pracovištích nukleární medicíny se přípravou a rozplňováním radiofarmak k jejich aplikaci zabývá radiofarmaceutická laboratoř. Provádí se většinou ve speciálních boxech či digestořích opatřených vzduchotechnikou, zajišťující laminární proudění vzduchu. Nynější požadavky na čistotu vzduchu (často přehnané! - viz níže)*) vedou ke značně složitým a nákladným vzduchotechnickým systémům. Nové alternativní řešení, zajišťující (bez digestoře a vzduchotechniky) sterilitu radiofarmak a radiační ochranu pracovníků, představují kompaktni automatická zařízení pro počítačem řízené rozplňování radiofarmak, někdy doplněná možností automatické aplikace připraveného roztoku radiofarmaka pacientovi. Používají se zejména v PET pro¹⁸FDG.

Příprava a rozplňování radiofarmak na pracovišti nukleární medicíny.
Vlevo: Laminární digestoř pro eluci Mo/Tc generátoru, přípravu a rozplňování radiofarmak na Klinice nukleární medicímy FN Ostrava.
Vpravo: Kompaktní zažízení pro automatické počítačem řízené rozplňování radiofarmak.

*) Poznámka autora - přehnané požadavky pro přípravu radiofarmak na pracovištích nukleární medicíny
Z hlediska svého dlouholetého působení v oboru nukleární medicíny bych si dovolil drobnou kritickou připomínku k současným normám a předpisům pro přípravu a rozplňování radiofarmak na pracovištích nukleární medicíny. Do zhruba 90.let se na pracovištích dělala skutečná laboratorní radiochemická příprava radiofarmak, při níž se daným radionuklidem značily sloučeniny připravované v laboratoři radiofarmak pomocí chemických postupů (ve zkumavkách, kádinkách, penicilinkách). Provádělo se to v běžných chemických digestořích s příp. olověným stíněním (někdy s odsáváním vzduchu, jindy ne...), umístěných ve standardních laboratorních místnostech. Při dodržování zásad správné laboratorní praxe přitom nikdy nedocházelo k problémům se sterilitou výsledených radiofarmak ("žádnému pacientovi se nikdy nic nestalo"). Od 90.let se stále častěji používaly kity (podstatně usnadňující přípravu) a již hotová dodávaná radiofarmaka, která přicházejí sterilní a na pracovištích se pouze rozplňují k aplikaci pacientům.
A v této době se paradoxně začaly objevovat a stále zpřísňovat požadavky na sterilitu prostředí, v nichž se tyto již podstatně jednodušší manipulace provádějí..!.. Vede to k enormním investičním a provozním nákladům, které jsou podle mého názoru fakticky zbytečné (vyhazují se statisíce ba miliony!)... Jádro nedorozumění je zde v záměně drobné "magistraliter" přípravy na pracovišti (či dokonce jen rozplňování), na kterou se úředníci snaží mechanicky přenášet náročné požadavky, normy a předpisy z hromadné výroby léků ve farmaceutických provozech, kde jsou tyto přísné normy samozřejmě opodstatněné. Lékař v interní ordinaci při natahování sterilního injekčního preparátu z ampulky či penicilinky do stříkačky k i.v. aplikaci též nepracuje v aseptickém prostředí třídy "A" (byl by to nesmysl)..!..
Dále, úzkoprsé normy a předpisy ohledně "registrace u nás" jsou vážným omezujícím faktorem při závádění nových perspektivních radiofarmak, ve světě již osvědčených a registrovaných. Vede to k zaostávání oboru nukleární medicíny u nás, na úkor pokročilejší diagnostiky a terapie pacientů.
Ostatně, s podobnými byrokratickými přístupy se setkáváme i v oblasti radiační ochrany (srov. §5.8, závěrečná poznámka "Byrokratické požadavky radiační ochrany").
Způsoby podávání radiofarmakZ hlediska aplikační formy se používají tři druhy radiofarmak :
-Parenterální radiofarmaka podávaná nejčasteji intravenózně, někdy subkutánně či intralubálně. Jsou to většinou vodní roztoky, disperze, koloidy, suspenze. Jsou zde kladeny vysoké požadavky na sterilu a apyrogenitu.
-Perorální radiofarmaka mohou být ve formě roztoků i tuhých látek. Nejčastěji to jsou roztoky či kapsle radiojódu podávané při terapii štítné žlázy, nebo tekutá či pevná sousta polykaná při vyšetření jícnu a evakuace žaludku.
-Inhalační radiofarmaka jsou předeším radioaktivní plyny (jako je krypton ^81mKr), nebo plynné disperze značených radiofarmak (např. ^99mTc DTPA) produkované v nebulizátorech, vdechované spolu se vzduchem při vyšetření plicní ventilace.
Kvalita a čistota radiofarmak
Vlastnosti použitého radiofarmaka primárně ovlivňují scintigrafickou diagnostiku; nevhodný, nekvalitní či znečistěný radioindikátor může vést k nepřesné ba chybné diagnostice, k neúčinné radionuklidové terapii, popř. může mít i nežádoucí vedlejší účinky pro pacienta. Z našeho fyzikálního a metodického hlediska je důležtou vlastností především čistota radiofarmaka, kterou lze rozdělit na dvě kategorie :
vRadionuklidová čistota
Jaderné reakce (viz §1.3 "Jaderné reakce a jaderná energie", část "Druhy jaderných reakcí" a §1.4, část "Výroba umělých radionuklidů"), kterými se vyrábějí vlastní radionuklidy používané pro značení radiofarmak, většinou probíhají různými způsoby a vedle požadovaného radionuklidu mohou vést ke vzniku i jiných radionuklidů (téhož prvku nebo i jiného prvku). Množství těchto radionuklidových nečistot závisí na použitém terčíku, druhu a energii ozařujících částic a posléze i na způsobu separace a izolace daného radionuklidu.
Jsou tři základní zdroje radionuklidových nečistot (+ jeden speciální u radionuklidových generátorů) :
1.Materiál terčíku se nikdy nepodaří připravit ve 100% "mononuklidové" čistotě požadoveného terčíkového nuklidu. Vždy jsou přítomny stopy jiných isotopů daného prvku, nebo i jiných prvků. Jaderné reakce pak mohou z těchto příměsí v terčíku produkovat jiné radionuklidy než je požadovaný.
2.Různé jaderné reakce - i při stejném nuklidovém složení terčíku mohou jaderné reakce probíhat různými "kanály" s různou pravděpodobností. Při ozařování neutrony jsou to nejčastěji reakce (n,g), ale mohou nastávat i (n,p) nebo (n,d) a pod., při ozařování protony pak reakce(p,g), (p,n), (p,d) a pod.; podstatně to závisí na energii. I ve zcela čistém terčíku tak může vznikat směs různých radionuklidů.
3.Radiochemická separace směsi radionuklidů, vzniklých jadernými reakcemi při ozařování, je technologicky obtížný proces, který se nemusí dařit se 100%-ní účinností. V konečném produktu tak mohou být obsažena stopová množství jiných radionuklidů - radionuklidové nečistoty.
4.U generátorových radionuklidů se do požadovaného dceřinného radionuklidu může dostat radionuklidová nečistota dvěma způsoby :
¨ Z radionuklidových nečistot obsažených v mateřském radionuklidu.
¨ Do dceřinného radionuklidu se může uvolňovat i stopové množství mateřského radionuklidu. Např. v Mo-Tc generátoru do eluátu^99mTc může pronikat malé množství mateřského ⁹⁹Mo, nebo v Ge/Ga generátoru se do eluátu dceřinného ⁶⁸Ga může uvolňovat i malé množství mateřského ⁶⁸Ge.
Radionuklidová čistota je podíl radioaktivity požadovaného (deklarovaného) radionuklidu na celkové aktivitě preparátu. Obvykle se však udává opačná veličina - obsah radionuklidových nečistot - kontaminantů; vyjadřuje se většinou v procentech. Přípustný obsah radionuklidových nečistot je pro každý radioindikátor uváděn v příslušné normě pro jeho přípravu (např. pro eluát ^99mTc nesmí radionuklidové nečistoty přesahovat 0,1%).
Měření radionuklidových nečistot
Přesné stanovení obsahu radionuklidových nečistot se provádí spektrometrickým měřením záření g pomocí scintilačního NaI(Tl) nebo polovodičového Ge(Li) detektoru spojeného s mnohokanálovým analyzátorem. Změřit velmi nízkou (stopovou) radioaktivitu kontaminantu na pozadí o mnoho řádů vyšší aktivity základního radionuklidu není nikterak snadné - slabé záření kontaminantu je zcela "přezářeno" radiací základního radionuklidu. Šanci změřit radionuklidovou čistotu máme v zásadě ve dvou situacích:
1.Vysokoenergetický kontaminant,
emitující záření gama o podstatně vyšší energii než základní radionuklid. V tomto případě lze k oddělené detekci kontaminantu s výhodou použít metodu filtrace stínící absorbční vložkou: lahvičku se zkoumaným preparátem umístíme do olověného stínění vhodné tloušťky (cca 2-5 mm), které téměř úplně pohltí intenzívní nízkoenergetické záření g základního radionuklidu, avšak propustí značnou část slabého, avšak vysokoenergetického g-záření kontaminantu.
2.Dlouhodobý kontaminant
s poločasem rozpadu několikanásobně delším než má základní radionuklid. Změříme-li takový preparát s odstupem 10 či více poločasů rozpadu základního radionuklidu, obdržíme aktivitu či spektrum kontaminantu, které již není přezářeno silnou radiací základního radionuklidu. Tato metoda má nevýhodu, že se jedná o měření "ex post", za dlouhou dobu po přípravě a použití preparátu. V některých případech však jiná možnost není.
Typickým příkladem vysokoenergetické kontaminace je eluát ^99mTc (Eg=140keV), který může být kontaminován mateřským ⁹⁹Mo s výraznou linií Eg=740keV. K odstínění silného záření 140keV použijeme malý olověný kontejner tloušťky stěny »4-5mm, prošlé záření 740keV můžeme již měřit scintilačním detektorem, bez nebezpečí jeho zahlcení mohutným primárním zářením ^99mTc, které je Pb-stíněním pohlceno. Pro kvantitativní stanovení je samozřejmě třeba mít detektor pro danou stínící a geometrickou konfiguraci předem okalibrován etalonem ⁹⁹Mo. Takto změřenou aktivitu kontaminantu pak podělíme celkovou aktivitou ^99mTc a získáme podíl radionuklidové nečistoty ⁹⁹Mo.
Na obr.4.8.3 je v levé části standardní scintilační spektrum ^99mTc (lahvička s aktivitou cca 10kBq přiložená přímo ke scintilačnímu detektoru). Zobrazuje se pouze výrazný fotopík 140keV. V pravé části obrázku je lahvička s 1GBq eluátu ^99mTc umístěná v olověném kontejnerku s tloušťkou stěn 5mm. Kromě zbytkového (olovem velmi zeslabeného) píku 140keV na spektru vidíme pík charakteristického X-záření olova kolem 80keV a v oblasti vyšších energií "vylezly" dva slabší píky:
- 322keV pochází z deexcitace vzbuzené hladiny ruthenia ⁹⁹Ru, na kterou se s nepatrným zastoupením beta-radioaktivitou rozpadá metastabilní hladina 142keV ^99mTc (viz přeměnové schéma na předchozím obr.4.8.2 vpravo).
- 740keV pochází ze stopové kontaminace eluátu mateřským molybdenem ⁹⁹Mo (srov. předchozí obr.4.8.2 vlevo). Právě z intenzity tohoto píku se spektrometricky stanovuje radionuklidová čistota eluátu ^99mTc.
Stejná měření na polovodičovém detektoru. jsou v dolní části obrázku.

Obr.4.8.3. Spektrometrické měření radionuklidové čistoty eluátu ^99mTc (nahoře - scintilační spektrum, dole - polovodičové spektrum).
Vlevo: Základní spektrum záření gama ^99mTc. Vpravo: Spektrum záření gama měřené přes stínící vrstvu 5mm olověného kontejnerku.

Pro zjednodušené měření radionuklidové čistoty eluátu ^99mTc se však na většině pracovišťpoužívá běžný měřič aktivity s ionizační komorou, opatřený vhodnou stínící vložkou (a kalibrací). Vhledem k nízké citlivosti těchto měřičů zde však můžeme stanovit až radionuklidové nečistoty ⁹⁹Mo přesahující stovky kBq (pro Tc-eluáty o aktivitě desítky GBq je však pro kontrolu dodržení normy citlivost postačující). Měření radionuklidové čistoty eluátu ^99mTc stačí provést jen pro 1.eluci z daného generátoru, kde je riziko potenciální kontaminace ⁹⁹Mo nejvyšší; pokud je zde výsledek vyhovující, bute to téměř s jistotou platit tím spíše i pro další eluce.
vRadiochemická čistota
Ani chemické reakce, jimiž jsou radiofarmaka připravována značením požadovaným radionuklidem, neprobíhají se stoprocentním výtěžkem. Proto se ve výsledných přípravcích kromě vlastní účinné radioaktivní látky vždy vyskytuje malé množství nenavázané aktivity a příp. jiných sloučenin radioaktivních látek, které nejsou nositeli diagnostického nebo terapeutického účinku a mohou působit rušivě či způsobovat nežádoucí radiační zátěž v jiných než cílových tkáních. Radiochemická čistota je podíl deklarované chemické sloučeniny daného radionuklidu na celkové aktivitě přípravku.
Pro kontrolu radiochemické čistoty připravovaných radiofarmak se používají nejčastěji metody chromatografické (převážně na papíře či na tenké vrstvě) - §2.7, pasáž "RadioChromatografie", někdy též elektroforéza - viz tamtéž pasáž "RadioElektroforéza".
Radionuklidem bývá značena jen určitá část molekul biologické látky - hovoříme o radioaktivní látce s nosičem ; tzv. beznosičová radioaktivní látka, kde je radionuklid obsažen ve všech molekulách dané látky, se obtížně připravuje a používá se jen pro speciální účely.

Aplikace radiofarmak
Pro vlastní použití v nukleární medicíně (diagnostické nebo terapeutické) se radiofarmaka aplikují do organismu, nejčastěji intravenózně, příp. perorálně či inhalačně (jak bylo uvedeno výše). Pro každý druh scintigrafického vyšetření je stanoveno určité optimální množství daného radiofarmaka, vyjádřené v jednotkách aktivity *) [MBq] radionuklidu, navázaného v radiofarmaku - s normalizací na tělesné proporce, většinou váhu pacienta.
*) Radiofarmaka nelze dávkovat podle jejich hmotnosti [mg] - hmotnosti "účinné látky", jak je obvyklé u léků. Hmotnosti aplikovaných radiofarmak jsou totiž neměřitelně malé (často dokonce na hranici chemické prokazatelnosti). Je to dáno vysokou měrnou aktivitou používaných radionuklidů s krátkým poločasem rozpadu. Jedinou možností dávkování radiofarmak je pomocí aplikované aktivity v [MBq]. Aktivita radiofarmaka k aplikaci se měří v metrologicky kalibrovaném měřiči aktivity (§2.3, pasáž "Studnové ionizační měřiče aktivity"). Směrné hodnoty doporučené aplikované aktivity pro různé druhy radiofarmak jsou uvedeny v tabulce v §5.7 "Radiační zátěž při radiační diagnostice a terapii", pasáž "Radiační zátěž pacientů z radionuklidových vyšetření".
Další vlastnosti radiofarmak, jako je sterilita, apyrogenita, obsah pomocných látek a jiných neradioaktivních složek, stejně jako podrobnosti postupů přípravy konkrétních radiofarmak, jsou sice důležité z hlediska medicínského použití, jejich diskuse však již leží mimo rámec našeho fyzikálně a metodicky koncipovaného pojednání...

4.9. Klinická scintigrafická diagnostika v nukleární medicíně
4.9.0. Společné obecné principy klinické scintigrafie
Obecné ideje scintigrafické diagnostiky byly podány na začátku §4.1 (část "Úloha a definice scintigrafie ; nukleární medicína"). V dalším textu kapitoly 4 byly pak podrobně rozebírány fyzikální principy gamagrafického zobrazení, fyzikálně-elektronická realizace různých scintigrafických metod a počítačové zpracování scintigrafických dat. Zde si tuto fyzikální část doplníme některými konkrétními klinickými aplikacemi. Nejprve ale učiníme pár obecných poznámek :
Lidský organismus (jakož i organismy všech vyšších živočichů) je velice složitý systém jak svou anatomickou stavbou, tak především různorodostí vnitřních funkcí a metabolismu. Zobrazovací metody poskytují některé cenné možnosti jak "nahlédnout" dovnitř tohoto složitého systému. Jejich základním výstupním výsledkem je obecně jasově modulovaný obraz: jas každého elementu obrazu je určen fyzikálními či chemickými charakteristikami odpovídajícího místa v tkáni. U rtg zobrazení je to absorbční koeficient daný hustotou, tloušťkou a složením tkáně. U sonografie se zobrazuje akustická impedance daná hustotou, pružností a disipační viskozitou tkáně. Nukleární magnetická rezonance zobrazuje hustotu rezonujících jader (především vodíkových) a relaxační parametry závislé na vazbě atomů v tkáni. Scintigrafie zobrazuje distribuci radioindikátoru, ukazující pohyb radiofarmaka a jeho biochemické vychytávání, přeskupování a vylučování v důsledku místních metabolických a funkčních dějů (na "molekulární" úrovni).
Většina zobrazovacích modalit - RTG diagnostika, magnetická rezonance, sonografie - poskytuje obrazy anatomické struktury tkání a orgánů - jejich velikosti a tvaru, uložení, nehomogenity hustoty. Scintigrafické obrazy (planární, SPECT, PET) naproti tomu mají principiálně funkční charakter. Nezobrazují žádné "reálné-hmatatelné" objekty, žádnou morfologii, ale zachycují distribuci - průchod, akumulaci, vylučování - specifických radioaktivně značených látek. Míra lokální akumulace radioindikátoru záleží na intenzitě místních metabolických a funkčních dějů, což se odrazí v jasové modulaci odpovídajících míst (pixelů) scintigrafického obrazu. Pokud se radiofarmakum do vyšetřované tkáně dostává krevní cestou, z míry vychytávání radioindikátoru lze posuzovat nejen funkci, ale i míru prokrvení - perfúzi této tkáně či orgánu (§4.9.4, část "Scintigrafie perfuze myokardu" a §4.9.8, část "Perfúzní scintigrafie mozku").
Funkční zobrazení distribuce radioindikátoru v příslušných tkáních, orgánech a lézích pak slouží především k diagnostickým účelům, ale může být i důležitým východiskem pro radioterapii, v nukleární medicíně pro biologicky cílenou radionuklidovou terapii :

Obr.4.9.1 Scintigrafická diagnostika a radionuklidová terapie v nukleární medicíně

Statická scintigrafie
Statické scintigrafické obrazy zachycující vychytávání radioindikátoru se hodnotí zpravidla vizuálně, avšak lze provést i semikvantitativní hodnocení pomocí poměrů akumulace radioindikátoru v příslušných oblastech zájmu (ROI) či tkáňovém pozadí. Získávají se tím určité relativní číselné hodnoty - indexy *). Série scintigrafických obrazů se hodnotí jak vizuálně, tak kvantitativně pomocí výpočetních algoritmů (viz níže "Akumulace (uptake) radiofarmaka" a "Dynamická scintigrafie").
*) Některé softwary umožňují i porovnávání s databázemi normálových pacientů a stanovení určitých tzv. score - dohodnutých kvantitativních parametrů usnadňujících rozhodování mezi normálním a patologickým nálezem.
Radionuklidová gamagrafie tedy zobrazuje funkční a metabolické děje v tkáních a orgánech, nikoli jejich anatomickou či morfologickou strukturu. Určité informace o morfologii však mohou scintigrafické obrazy poskytovat nepřímo - odvozením od zobrazení distribuce radioindikátoru ve funkční tkáni určitého orgánu, či v nádorové tkáni. Nefunkční okrsky tkání a obecně místa, kam nepronikne radioidikátor, se nezobrazují. Bývá často užitečné scintigrafické funkční obrazy doplnit a zkombinovat ("zfúzovat") s anatomickými obrazy rentgenovými (především SPECT či PET s CT) - uskutečnit funkčně-anatomickou korelaci (bylo rozebíráno výše v §4.6 "Vztah scintigrafie a ostatních zobrazovacích metod", část "Fúze obrazů PET a SPECT s obrazy CT a NMRI"). To může vést k přesnější a komplexnější diagnostice.
Poruchy funkce často předcházejí poruchám anatomické struktury - zvláště když je tato porucha způsobena změněnými molekulárně biochemickými procesy na buněčné úrovni. Radioisotopovými metodami nukleární medicíny lze proto patologické změny často odhalit dříve než jinými diagnostickými postupy - ještě předtím, než jsou strukturální změny viditelné. Scintigrafie má sice menší prostorovou rozlišovací schopnost než RTG nebo MRI, ale díky registraci jednotlivých fotonů g je velmi citlivá na jemné změny distribuce radiofarmaka v důsledku anomálií metabolismu.
Akumulace (uptake) radiofarmaka
Míra vychytávání - akumulace aplikovaného radiofarmaka - ve vyšetřovaných tkáních a orgánech je důležitým indikátorem jejich fyziologické či patologické funkce. Tento parametr, zvaný též uptake (angl. up=nahoru, take=vzít --> uptake=absorpce) můžeme na scintigrafickém obraze určit na základě změřeného počtu impulsů ve vyznačené zájmové oblasti (ROI) vyšetřované struktury, který je v zásadě přímo úměrný akumulované aktivitě. Tento počet fotonů, emitovaných z naakumulované radioaktivity léze či orgánu směrem do detektoru kamery, je však ovlivněn třemi faktory :
- Je snížený o fotony absorbované nebo rozptýlené v tkáních nacházejících se mezi vyšetřovaným orgánem a povrchem těla (pro gama 140keV to činí cca 50% na 6cm měkké tkáně).
- Může být zvýšený o fotony pocházející z radiofarmaka shromážděného v okolních tkáních před a za vyšetřovanám orgánem - tělesné pozadí.
- Nejdůležitější faktor: Radioaktivita ve vyšetřovaném orgánu je určena aplikovanou aktivitou a podílem akumulace této celkové aktivity v daném orgánu (tento podíl odpovídá funkční mu stavu orgánu). Naměřený počet impulsů je pak přímo úměrný aktivitě, akvizičnímu času a citlivosti gamakamery.
Pro stanovení procenta akumulace musíme v prvé řadě převést aktivitu aplikovanou pacientovi v [MBq] na odpovídající počet impulsů a akviziční čas, který detekuje gamakamera. Lze to udělat buď vynásobením koeficientem citlivosti kamery (§4.5, pasáž "Citlivost (detekční účinnost) gamakamery") pro daný radionuklid a kolimátor (pokud jej máme předem změřený), nebo ad hoc nasnímáním obrazu aplikované aktivity (stříkačky) s radiofarmakem (s odečtením aktiity "prázdné" stříkačky po aplikaci a korekcemi na poločas přeměny radiofarmaka a akviziční časy). Dále je žádoucí pro upřesnění provést korekci na absorpci (zeslabení) záření gama ve vrstvě tkání mezi měřeným orgánem a povrchem těla (§4.3, pasáž "Nepříznivé vlivy u SPECT a jejich korekce", bod "Absopce záření gama").
Stanovení procentuální akumulace může být užitečné především pro posouzení akumulační schopnosti štítné žlázy (§4.9.1 "Thyreologická diagnostika", především před léčbou radiojódem - §..., pasáž "..."), relativní funkce ledvin (§4.9.., "Nefrologická diagnostika") a akumulace radiofarmaka v nádorech při biologicky cílené radionuklidové terapií (§3.6, část "Radioisotopová terapie"). Na těchto obrazech nádorových lézí (především na tomografických PET obrazech s ¹⁸FDG) se pro posouzení nádorové viability často používá standardizovaná hodnota akumulace SUV (podrobněji popsaná výše v §4.2, pasáž "Kvantifikace pozitivních lézí na gamagrafických obrazech - SUV").
Specifičnost scintigrafické diagnostiky
Specifičnost scintigrafických metod může být nižší i vyšší než u ostatních modalit, v závislosti na mechanismu farmakokinetiky použitého radioindikátoru. Např. u scintigrafie skeletu (§4.9.7 "Scintigrafie skeletu") jsou kostní metastázy vidět dříve než rtg nebo MRI snímku, ale nelze je odlišit od ložiskových změn způsobených jinými mechanismy zvýšené osteoblastické aktivity (záněty, zlomeniny) - vysoká citlivost, ale nízká specificita. U scintigrafických metod mapujících cílenou a specifickou vazbu radiofarmaka na buňky vyšetřované tkáně (scintigrafie nádorů, perfúzní scintigrafie myokardu či mozku, receptorová diagnostika) může být scintigrafická diagnostika vysoce specifická.

Dynamická scintigrafie
Vedle zobrazení a lokalizace struktur, v nichž se fyziologicky či patologicky akumuluje určité radiofarmakum, bývá někdy důležité posoudit i časovou dynamiku této akumulace či průchodu radioindikátoru vyšetřovanými orgány. To je úkolem dynamické scintigrafie, zachycující časový průběh distribuce radioindikátoru - jednotlivé fáze průchodu radiofarmaka vyšetřovaným orgánem - pomocí série sekvenčních snímků vyšetřované oblasti, snímaných postupně ve zvolených časových intervalech *). Akviziční časy snímků se volí s ohledem na rychlost studovaného děje; pohybují se od desetin sekundy (u rychlých dějů např. kardiologických) až do desítek sekund či několika minut (ledviny, játra). Celková doba snímání je dána trváním vyšetřovaného děje, pohybuje se od jedné minuty do jedné hodiny. Získanou sérii snímků můžeme hodnotit jednak vizuálně (sledovat průchod, hromadění a únik radioindikátoru v různých místech), především ale kvantitativně. Na obrazech zakreslujeme zájmové oblasti (ROI) význačných struktur, z nichž konstruujeme křivky časového průběhu distribuce radiofarmaka. Můžeme pak provádět matematickou analýzu křivek - pro význačné body a úseky křivek se stanovují různé časové intervaly, poměry, integrály a jiné veličiny, prokládají se příslušné funkce metodou nejmenších čtverců, počítají se rychlostní koeficienty nárustu či úniku radioaktivity, křivky se derivují, integrují, provádějí se filtrace, dekonvoluce a pod. - podle použitého matematického modelu vyšetřovaného procesu. Touto matematickou analýzou křivek časové závislosti radioaktivity indikátoru v příslušných tkáních a orgánech můžeme získat diagnosticky důležité kvantitativní parametry jejich funkce, celkové i regionální.
*) Speciálním druhem dynamické scintigrafie je fázová scintigrafie srdečního cyklu - EKG hradlovaná ventrikulografie. Nevzniká prostým sekvenčním snímkováním, ale periodickým nahráváním a synchronním skládáním velkého počtu po sobě jdoucích snímků v různých sobě odpovídajících fázích srdečního cyklu - vzniká podrobná dynamická scintigrafie jednoho reprezentativního srdečního cyklu (podrobně bylo popsáno v §4.4 "Hradlovaná fázová scintigrafie").
Funkční parametrické obrazy
Při vyhodnocování dynamické scintigrafie můžeme získat různé kvantitativní parametry funkce nejen celkové, ale i regionální, lokální. V krajním případě si můžeme představit, že každý obrazový prvek - pixel (i,j) obrazové matice budeme považovat za malou elementární oblast zájmu (mikroROI). Z této mikroROI můžeme sestrojit křivku časového průběhu distribuce radioindikátoru v odpovídajícím místě a matematicky ji zpracovat pomocí určitého modelu: např. jí proložit exponenciální či jinou vhodnou funkci a stanovit určitý diagnosticky vypovídající dynamický parametr - např. rychlostní koeficient, gradient strmosti, poločas nárustu či poklesu radioaktivity. Hodnotu tohoto lokálně vypočteného parametru pak uložíme do stejně lokalizovaného elementu (i,j) nové obrazové matice, kterou si v paměti počítače deklarujeme. Toto je provedeno pro všechny pixely obrazu vyšetřované oblasti. Takovým zpracováním časových křivek ze všech mikroROI, tj. ze všech pixelů (i,j) obrazu, dostáváme nový uměle vytvořený obraz, který již nevyjadřuje naměřené počty impulsů na scintigramu, ale zobrazuje distribuci určitého diagnosticky významného parametru vyšetřované funkce - funkční parametrický obraz, přehledně mapující lokální rozložení funkce vyšetřovaného orgánu. Parametrický obraz tedy v jednotlivých pixelech, místo počtu impulsů, obsahuje číslo, které charakterizuje nějaký funkční parametr.
Funkční parametrické obrazy se nejčastěji používají při vyhodnocování hradlované ventrikulografie - tepový obraz, paradoxní obraz, Fourierovské obrazy fáze a amplitudy pulzace v jednotlivých místech srdeční komory (viz níže "Hradlovaná ventrikulografie", nebo podrobněji v "Radionuklidová ventrikulografie" knihy "Ostnucline"). Speciální parametrické obrazy poskytuje tzv. faktorová analýza (popsaná v pracech M.Šámala a H.Trojanové ........).
Clearance
Důležitým globálním parametrem, který může být získán pomocí dynamické scintigrafie, je tzv. clearance (ang. clear = čistit). Je to množství (objem) krve či plasmy v organismu, které se za jednotku času "očistí" od určité sledované látky. Po jednorázové intravenózní aplikaci příslušného radioindikátoru sledujeme nejprve jeho akumulaci a pak jeho únik z krve či plasmy. Rychlost poklesu koncentrace aktivity v plasmě *) závisí na eliminační výkonnosti vyšetřovaných orgánů - ledvin nebo jater; při zhoršené funkci příslušných eliminačních orgánů se hodnota clearance snižuje. Při dynamické scintigrafii zkonstruujeme křivku (histogram) ze zájmové oblasti mimo eliminační orgány, nejlépe z oblasti prekordia nebo plic. Tato eliminační křivka reprezentuje časový průběh koncentrace radioindikátoru v krvi/plasmě. Tuto křivku z "blood poolu" pak vyhodnocujeme pomocí kompartmentové analýzy - metodou nejmenších čtverců jí prokládáme bi- či multi-exponenciální funkce. Eliminační křivka v záseadě vzniká složením dvou exponenciálních funkcí. První, rychlejší exponenciela, je projevem poměrně rychlého vyrovnávání koncentrace radioindikátoru mezi krevním (intravaskulárním) objemem a intersticiálním prostředím (filtrací plasmy z krevních kapilár do tkáňového moku při přenosu živin a kyslíku k buňkám) - dilucí do celého distribučního prostoru daného radiofarmaka. Druhá, pozvolnější složka, je odrazem vlastní orgánové clearance eliminačním orgánem (ledvinami či játry). Proložením biexponenciální funkce matematicky odseparujeme obě složky, přičemž rychlostní koeficient v pozdější a pomalejší exponenciele udává hledanou hodnotu plasmatické clearance. Pokud se použitý radioindikátor vylučuje pouze ve vyšetřovaném orgánu, je to zároveň hodnota orgánové clearance. Hodnota získaná tímto výpočtem je relativní [sec.^-1]; skutečnou (absolutní) clearanci v [ml./sec.] získáme vynásobením rychlostního koeficientu hodnotu celkového distribučního volumu použitého indikátoru v organismu. Výpočet clearance je popsán v pasáži "Zpracování křivky blood-poolu - clearance" v knize "OSTNUCLINE".
*)Plasmatická clearance se dříve měřila vzorkovými metodami: po i.v. aplikaci radioindikátoru se v určitých časových intervalech odebíraly vzorky krve a v jejich plasmě se pomocí scintilačních detektorů měřila aktivita. Pomocí zjednodušené kompartmentové analýzy se z nich kalkulovaly (původně grafickou analýzou na semilogaritmickém papíře) hodnoty clearance.
Tranzitní funkce, tranzitní časy
Eliminační křivku blood poolu lze dále zkombinovat s orgánovými křivkami a použít ji k tzv. dekonvoluční analýze, pomocí níž získáme tzv. tranzitní funkce pasáže radioindikátoru eliminačními orgány a jejich částmi (např. parenchymem a dutým systémem ledvin, nebo jaterním parenchymem). Modeluje to hypotetickou situaci, kdy bychom radioindikátor aplikovali přímo do vstupní cévy zasobující daný orgán a sledovali dynamiku průchodu tohoto "bolusu" radioindikátoru vyšetřovaným orgánem.
Na tranzitních křivkách se dále odečítají tzv. tranzitní časy, vyjadřující dobu (v sekundách či minutách), za jakou radioindikátor projde vyšetřovaným orgánem nebo jeho částí. Hodnotí se minimální, střední a maximální tranzitní čas.
Matematický popis dekonvoluční analýzy, získání tranzitních funkcí, jejich analýzy a interpretace je v pasáži "Dekonvoluce, tranzitní funkce", obr.3.4.3 v §3.4 "Dynamická scintigrafie ledvin" knihy "OSTNUCLINE - Matematická analýza a počítačové vyhodnocování funkční scintigrafie".

Kombinace diagnostiky a terapie - teragnostika
Teragnostika je obecně léčebná strategie, která cíleně kombinuje diagnostiku s terapií. Nové diagnostické zobrazovací metody, zvláště molekulární zobrazení v nukleární medicíně, umožňují integrovat individuální (personalizovanou) diagnostiku a cílenou terapii (příp. i prevenci) závažných onemocnění do společného oboru, pro který se nově začal používat název teranostika či teragnostika (vzniklý složením názvů: terapie + diagnostika => teragnostika, angl. theranostics). Jedná se o jakousi "diagnostiku terapie". Analýza diagnostiky a možností terapie u individuálního pacienta umožňuje určit, zda zvolená terapie bude účinná, a to ještě před jejím zahájením. A dále posuzovat odpověď na prováděnoui terapii.
V nukleární medicíně teranostika spočívá v "párování" terapeutických a diagnostických radionuklidů chelatačně navázaných na vhodnou sloučeninu - přenašeč/vektor - zaměřenou na konkrétní klinický cíl (orgán, tkáň, skupinu buněk). Diagnostické radioisotopy při své radioaktivitě emitují záření gama (buď přímo z jádra, nebo při anihilaci pozitronů), které umožňuje scintigraficky zobrazit cílovou tkáň. Terapeutické radioisotopy při svém rozpadu uvolňují nabité energetické částice, jako jsou alfa, beta (event. Augerovy elektrony), které jsou svými ionizačními účinky schopné inaktivovat a zabíjet buňky v cílové tkáni. U takového teranostického páru ("sladěné dvojice radionuklidů") diagnostický protějšek může efektivně předpovídat biologickou distribuci terapeutického radionuklidu.
Pro teranostiku v nukleární medicíně je optimální, když atom diagnostického gama-radionuklidu (jako je ^99mTc, ¹⁸F, či ⁶⁸Ga) má podobnou chemickou koordinaci elektronů ve valenční slupce jako terapeutický beta či alfa radionuklid (⁹⁰Y, ¹³¹I, ¹⁷⁷Lu, či ²²⁵Ac). To umožňuje použít stejnou biochemickou vektorovou molekulu pro scintigrafickou diagnostiku i pro následnou radioisotopovou terapii - jen se označí jiným radionuklidem. Diagnostické farmakum je pak zaměřeno na stejný molekulární cíl jako terapeutické radiofarmakum, což umožňuje dopředu stanovit optimální aplikovanou aktivitu a odhadnout účinnost léčby --> teranostika :

Obr.4.9.2 Princip teragnostiky při scintigrafické diagnostice a biologicky cílené radionuklidové terapii v nukleární medicíně.
Nahoře: Tatáž ligandová cílená biomolekula se pomocí vhodného chelátoru označí nejprve diagnostickým radionuklidem (gama nebo pozitronovým) a potom terapeutickým radionuklidem (beta nebo alfa). Dole: Použití takto vzniklého diagnostického radiofarmaka pro scintigrafii, nebo terapeutického radiofarmaka pro biologicky cílenou radionuklidovou terapii.

Scintigrafie umožňuje stanovit koncentrace biologicky účinných látek přímo v místech jejich cíleného působení, což umožňuje optimální a individuální dávkování, s možností predikce účinků a monitorování vysledků terapie. Příslušnou biologicky cílenou látku označíme nejprve diagnostickým gama-radionuklidem, aplikujeme nízkou aktivitu a provedeme scintigrafické zobrazení. V případě úspěšného vychytávání v cílových tkáních (a dostatečně nízkého nežádoucího vychytávání ve zdravých tkáních - v kritických orgánech) označíme tutéž látku terapeutickým beta- či alfa-radionuklidem a aplikujeme pacientovi vysokou aktivitu (na základě scintigrafie individuálně stanovenou). Lze téměř s jistotou předpokládat, že tato terapie bude úspěšná..!..
Teranostické radionuklidy
Radionuklidy vhodné pro theragnostiku mohou být v zásadě trojího druhu :
1. Jeden radionuklid se smíšenou radiací beta^-+gama, beta^-+beta⁺, alfa+gama, nebo alfa+beta⁺, kterým je se označí příslušné biologicky cílené radiofarmakum. Gama či pozitronová emise umožňuje scintigrafické zobrazení planární/SPECT nebo PET. Emitované elektrony beta nebo částice alfa způsobují radiobiologický terapeutický efekt požadované likvidace patologických buněk v cílové tkáni, kde se radiofarmakum vychytalo - teranostika. Takovýto radionuklid, který je schopen zároveň umožňovat diagnostiku i terapii, můžeme (pracovně) nazvat "monoteranostický radionuklid".
Nejznámějším příkladem takového "monoteranostického" radionuklidu je klasický radiojód ¹³¹I, jehož gama záření energie 364keV umožňuje provést scintigrafii (planární či SPECT), zatímco elektrony beta^- mohou vykonávat terapeutický účinek - při podstatně vyšší aplikované aktivitě. Používá se již celá desítiletí u radioisotopové diagnostiky+terapie štítné žlázy (hypertyreózy a metastáz diferencovaného karcinomu, viz níže §4.9.1), i když název "teranostika" tehdy nebyl zaveden. Nověji se používá i monoklonální protilátka tositumomab značená jódem-131 (Bexxar) pro terapii lymfomů.
V principu lze pro teranostické účely využít i některé další "monoteranostické" radionuklidy se smíšenou radiací, jako je lutetium ¹⁷⁷Lu. Zatím experimentálním teranostickým radionuklidem je terbium ¹⁴⁹Tb se smíšenou radiací alfa-beta⁺: pro diagnostiku PET lze využít anihilační záření z pozitronů⁺, emitované částice alfa způsobují terapeutický účinek (doprovodné záření gama zde pro teranostiku není příliš vhodné; hlavním problémem 149-Tb je složité přeměnové schéma s řadou sekundárních radionuklidů - viz ¹⁴⁹Tb).
2.Dva radioisotopy téhož prvku, z nichž jeden emituje fotony gama či pozitrony beta⁺ pro scintigrafickou diagnostiku, druhý isotop vyzařuje elektrony beta^- nebo alfa-částice pro terapeutický účinek. Označíme-li těmito dvěma různými isotopy tutéž biochemickou látku, dostaneme diagnostické radiofarmakum pro scintigrafii a tepapeutické radiofarmakum, které budou mít identické biochemické vlastnosti pro dosažení úspěšné teranostiky.
Příkladem je jód ¹²³I pro scintigrafii a jód ¹³¹I pro terapii (používá se především v thyreologii). Zatím experimentálními dvojicemi teranostických radionuklidů je pozitronový isotop ⁶⁴Cu pro zobrazení PET a beta^- isotop ⁶⁷Cu pro terapii, podobně ⁶⁴Sc /⁶⁷Sc, nebo dvojice ⁸⁶Y pro PET diagnostiku a ⁹⁰Y pro beta-terapii.
3.Dva různé radioisotopy různých prvků, z nichž jeden emituje fotony gama či pozitrony beta⁺ pro scintigrafii, druhý radionuklid je zářičem beta^- nebo alfa pro terapii. Každý z těchto radionuklidů se chelatačně naváže na tutéž biochemickou látku, čímž dostaneme příslušné diagnostické a terapeutické radiofarmakum. Jejich identické biochemické vlastnosti zde již nejsou 100%-ně zajištěny, mohou být ovlivněny různými chelátory a složitými chemickými vazbami - je třeba pečlivě ověřit... V pozitivním případě bude teranostický přístup rovněž úspěšný. Novou zajímavou metodou 100% zajištění identické farmakokinetiky diagnostického a terapeutického radiofarmaka jsou níže popsaná radiohybridní teranostická radiofarmaka.
Tento způsob teranostiky se provádí, zatím většinou experimentálně, s použitím několika radionuklidů, u řady monoklonálních protilátek za pomoci různých chelátorů. Pro scintigrafické zobrazení planární/SPECT/PET se používají radionuklidy 99m-Tc, 111-In, 18-F, 68-Ga, 89-Zr, 124-I, které se kombinují s beta- radionuklidy 90-Y, 177-Lu, či s alfa-radionuklidy 212-Bi, 227-Th, 225-Ac - při označení vždy téže monoklonální protilátky. V poslední době se jako perspektivní jeví např. kombinace (68Ga/177Lu)-PSMA J591 či (68Ga/225Ac)-PSMA-617 u metastatického ca prostaty.
Radiohybridní teranostická radiofarmaka
Nově vyvíjenou zajímavou "fintou" je navázat na cílenou ligandovou molekulu současně (hybridně) dva chelátory se dvěma potřebnými atomy, zatím neradioaktivními. Například přírodní fluor ¹⁹F a přírodní lutetium ^natLu (tvořené 97,4% ¹⁷⁵Lu a 2,6% ¹⁷⁶Lu). Přidáme-li pak k takovému preparátu příslušný radioaktivní isotop - buď ¹⁸F nebo ¹⁷⁷Lu, označí se mechanismem isotopové výměny jedním nebo druhým radionuklidem. Podle potřeby buď ¹⁸F pro diagnostiku (lutetium zůstává neaktivní), nebo ¹⁷⁷Lu pro terapii (zde zase fluor zůstává neaktivní). Automaticky to též zajišťuje identickou farmakokinetiku látky značené diagnostickým a terapeutickým radionuklidem ve smyslu výše uvedeného bodu 3, neboť obě molekuly jsou atomově-chemicky identické, liší se jen isotopově. Je to ideální vlastnost pro teranostiku. Zatím se zkouší u PSMA ¹⁸F/¹⁷⁷Lu.

Obr.4.9.3. Princip radiohybridní teranostiky. Nahoře: Ligandová vektorová biomolekula se dvěma navázanými chelátory s neradioaktivními atomy (zde přírodního fluoru a lutetia). Uprostřed: Navázání radioaktivních atomů fluoru ¹⁸F nebo lutetia ¹⁷⁷Lu isotopovou výměnou s neaktivními atomy. Dole: Použití takto vzniklého diagnostického radiofarmaka pro scintigrafii (PET), nebo terapeutického radiofarmaka pro biologicky cílenou radionuklidovou terapii.
Zatím se tento přístup zkouší u PSMA, bylo vyvinuto radiohybridbí rhPSMA-7, především pro značení ¹⁸F/¹⁷⁷Lu, s použitím akceptoru fluoridu křemíku pro efektivní isotopovou výměnu neaktivního fluoru ¹⁹F za beta⁺ radioaktivní fluor ¹⁸F.

Radionuklidová vyšetření v nukleární medicíně
V nukleární medicíně byla vypracována řada metod pro radionuklidová vyšetření různých tkání a orgánů za účelem zjišťování jejich normálních či patologických stavů.
V počátcích oboru nukleární medicíny (60.-80.léta 20.stol.) se často používaly vzorkové metody - pomocí detektorů (většinou dutinových scintilačních) se měřily vzorky krve či plasmy, odebrané pacientům po aplikaci radioindikátoru. Z naměřené aktivity těchto vzorků (ve vztahu k aplikované aktivitě) se pomocí většinou empirických metod, dilučních principů a pod., stanovovaly parametry funkce - clearance, distribuční objemy -příslušných radiofarmak ve sledovavých orgánech či krevním oběhu. Nebo se koncentrace radioindikátoru v organismu měřila pomocí scintilačních sond nasměrovaných na zájmové orgány (např. ledviny, srdce). Během 80.-90.let a první dekády 21.stol. se tyto metody postupně opouštěly. Byly to často metody "naslepo", z dnešního pohledu při větší pracnosti poskytovaly méně přesné a méně spolehlivé výsledky, s možnostmi značných individuálních chyb; jsou již většinou opuštěné. Nyní platí jednoduchá "rovnice", že :
současná (a budoucí) nukleární medicína = scintigrafie + radionuklidová terapie otevřenými radionuklidy.
Příprava pacienta před scintigrafickým vyšetřením závisí na vyšetřovaném procesu, použitém radiofarmaku, zdravotním stavu a předchozí medikaci pacienta. Především je před vyšetřením, s určitým časovým odstupem, nutno vysadit takové léky, které by nežádoucím způsobem ovlivňovaly biodistribuci použitého radioindikátoru nebo funkci vyšetřovaného orgánu (u vyšetření štítné žlázy jsou to jódové preparáty, u kardiologických nitráty, betablokátory, diuretika, kardiotonika). Před netyreologickými vyšetřeními se časo podává Chlorigen pro zablokování štítné žlázy. Před vlastním scintigrafickým vyšetřením musí být na pracovišti nukleární medicíny připraveno příslušné radiofarmakum (§4.8 "Radionuklidy a radiofarmaka pro scintigrafii"), přichystané v injekční stříkačce s konkrétní aktivitou, optimalizovanou individuálně pro jednotlivé pacienty (většinou na základě tělesné váhy) *). Aktivita radiofarmaka k aplikaci se měří v metrologicky kalibrovaném měřiči aktivity (§2.3, pasáž "Studnové ionizační měřiče aktivity").
*) Směrné hodnoty doporučené aplikované aktivity pro různé druhy radiofarmak jsou uvedeny v tabulce v §5.7 "Radiační zátěž při radiační diagnostice a terapii", pasáž "Radiační zátěž pacientů z radionuklidových vyšetření".
Časový průběh scintigrafického vyšetření závisí především na tom, zda se jedná o statickou nebo dynamickou gamagrafii, jaký je průběh vyšetřovaného děje v organismu a jak rychlá je farmakokinetika použitého radioindikátoru. U statické scintigrafie se aplikace radiofarmaka provádí většinou mimo kameru (v aplikační místnosti), na objemu a rychlosti aplikace v podstatě nezáleží. Vlastní zobrazení se pořizuje následně s určitým časovým odstupem; je třeba vyčkat až se radioindikátor dostatečně vychytá a akumuluje v požadovaných tkáních - může to být i za 2 hodiny (u scintigrafie skeletu nebo u PET zobrazení akumulace ¹⁸FDG v nádorových lézích).
Při dynamické scintigrafii se radioindikátor aplikuje přímo pod scintilační kamerou, jejíž zorné pole je nastaveno na vyšetřovanou oblast pacienta, přičemž dynamické snímkování se spouští okamžitě s aplikací. U dynamické scintigrafie rychlých dějů (jako je průtok krve srdečními síněmi a komorami při angiokardiografii, nebo sledování dynamiky perfúzní fáze u mozku či ledvin) je nutno provést tzv. bolusovou aplikaci: rychlou aplikaci radioindikátoru o vysoké objemové aktivitě v malém objemu cca 0,5 ml. - kompaktního bolusu, s okamžitým spuštěním dynamické scintigrafie s dostatečně vysokou snímkovou frekvencí (jeden či několik snímků/sec.).
Stručně zde popíšeme některé důležitější metody scintigrafické diagnostiky (podrobnější popis některých scintigrafických metod a zejména jejich vyhodnocování je v knize "OSTNUCLINE - Komplexní vyhodnocování scintigrafie"). V úvodu jednotlivých okruhů scintigrafické diagnostiky nejprve uvedeme stručný nástin stavby a biologické funkce vyšetřované tkáně či orgánu a jeho nejčastějších patologií, na jehož základě pak budeme analyzovat metodické přístupy k diagnostice příslušných poruch a onemocnění. U každé konkrétní metody uvedeme její medicínský účel, použitá radiofarmaka, provedení vyšetření a nakonec jeho zpracování a vyhodnocení s ukázkami scintigramů a výsledků normálních a patologických (všechny uvedené scintigrafické obrazy byly pořízeny a vyhodnoceny na Klinice nukleární medicíny FN Ostrava). Jelikož scintigrafických metod v nukleární medicíně je celá řada, rozdělili jsme toto téma do několika číslovaných podkapitol podle vyšetřovaných orgánů, systémů či samostatné problematiky :

4.9.1. Thyreologická radionuklidová diagnostika
Štítná žláza je uložená v přední části krku a přes své nevelké rozměry (cca 5´7cm) je poměrně důležitým orgánem, zasahujícím do řady dějů v celém organismu. Funkce štítné žlázy je úzce spjata s metabolismem jódu v organismu. Do thyreoidálních buněk jodid sodný NaI proniká transportem prostřednictvím Na/I symportéru (což je transmembránový glykoprotein molekulové hmotnosti 37kDa) - "jódová pumpa". Uvnitř buňek štítné žlázy se jód váže v molekule tyreoglobulinu za vzniku monojód- a dijód-tyrozinu. Jejich spojením pak vznikají hormony štítné žlázy - trijódthyronin (T3) a tetrajódthyronin (thyroxin T4). Proto je štítnou žlázou účinně vychytáván i radiojodid. Hormony štítné žlázy vstupují do buněk v těle a účastní se při regulaci řady metabolických procesů v organismu. Ovlivňují transportní podmínky na buněčných membránách pro vstup cukrů a aminokyselin do buněk. T3 se váže na příslušné T3-receptory na povrchu mitochondrií a reguluje tím nitrobuněčný metabolismus. Též se váže na T3-responsivní domény v jaderné DNA a iniciuje tvorbu mRNA pro proteosyntézu v buňkách.
Patologie štítné žlázy
Nejčastějšími funkčními patologiemi štítné žlázy jsou:
- hypertyreóza - zvýšená funkce štítné žlázy s nadměrnou produkcí hormonů (T3, T4).
- hypotyreóza - snížená funkce štítné žlázy.
- funkční autonomie - nezávislost funkce určitých oblastí ve štítné žláze na regulačních mechanismech.
  Častým morfologickým postižením bývá zvětšená štítná žláza neboli struma, která může být difúzní nebo uzlová - nodózní. Podle funkce může být struma eufunkční, hyperfunkční nebo hypofunkční. Uzly - okrsky zvýšené hustoty, se v tkáni štítné žlázy vyskytují dosti často. A to nejen jeden uzel - unifokální, ale i více uzlů - multifokální postižení. Z hlediska funkce mohou mít stejnou funkci jako okolní tkáň, nebo jsou hyper- či hypofunkční. .........
  Nejzávažnějším postižením štítné žlázy je její nádorové onemocnění - karcinom štítné žlázy. Z histologického hlediska se vyskytují 3 základní typy nádorů štítné žlázy:
- Diferencovaný adenokarcinom, který se dále dělí na folikulární, papilární a smíšený. Folikulární karcinomy (15-30% výskytu ze všech malignit štítné žlázy) jsou většinou unifokální a šíří se především krevní cestou. Papilární a smíšené karcinomy jsou nejčastější (30-70%), bývají většinou multifokální a metastázují především lymfatickými cestami. Diferencované karcinomy štítné žlázy si zachovávají akumulaci jódu a jsou proto úspěšně léčitelné aplikací radiojódu ¹³¹I (§3.6, část "Radioisotopová terapie ", pasáž "").
- Medulární karcinom (cca 5-10% výskytu) vychází z parafolikulárních C-buněk, šíří se převážně hematologicky a jeho léčba je obtížnější než u diferencovaného. Často nereaguje na radiojód .....
- Nediferencovaný (anaplastický) karcinom (cca 10% výskytu) vychází z folikulárních buněk, metastázuje krevní i lymfatickou cestou. Bývá značně agresívní s invazí do okolních tkání i tvorbou vzdálenějších metastáz. Jeho léčba je obtížná a většinou málo úspěšná (na radiojód nereaguje).
  Z obecného hlediska je problematika nádorových onemocnění podrobněji rozebírána v §3.6 "Radioterapie", radionuklidová terapie pak speciálně v části "Radioisotopová terapie", a to nejen nádorových onemocnění, ale i např. hypertyreózy.
Radioisotopová diagnostika štítné žlázy je nejstarší metodou nukleární medicíny (poprve bylo vyzkoušeno v r.1938). Je to dáno výraznou schopností štítné žlázy akumulovat jód - a tím i radiojód, jeho radioaktivní isotopy. Dříve se prováděly pouze prosté akumulační testy s radiojódem ¹³¹I, jehož množství ve štítné žláze se měřilo jednoduchou gama-sondou; zjišťovalo se jaké procento z aplikovaného množství radiojódu se vychytá ve štítné žláze. Později se zavedly metody scintigrafické.
Akumulační test štítné žlázy
se nyní provádí jen před radionuklidovou terapií radiojódem pro stanovení aplikované aktivity. Pacientovi se podá cca 0,5-1 MBq radiojódu, perorálně ve formě roztoku radiojodidu sodného. Po jeho vstřebání z GIT jsou jódové ionty vychytávány funkční tkání štítné žlázy (příp. i metastázami diferencovaného ca štítné žlázy). Za 6 či 24 hodin se měří vychytaná aktivita ve štítné žláze buď prostou kolimovanou radiometrickou sondou (viz obr.2.4.3b v §2.4, pasáž "Scintilační sonda"), nebo gamakamerou (s vyznačením a kvantifikací ROI na obraze štítné žlázy) a srovná se s aktivitou podaného radiofarmaka - výsledkem je procentuální množství vychytaného radiojódu *). Normální hodnoty jsou cca 5-15% za 6 hodin a 10-30% za 24 hodin. Toto měření se může provádět i opakovaně po několik dní pro stanovení dynamiky postupného úniku (clearance) radiojódu ze štítné žlázy.
*) Výsledky mohou zkreslit některé léky obsahující jód, který saturuje vychytávací mechanismy a zmenší akumulaci radiojódu - ty je nutno vysadit!
Měření akumulace radiojódu ve štítné žláze, jakož i jeho clearance - efektivního poločasu, je důležité pro individuální stanovení požadované aplikované aktivity radiojódu k dosažení optimálního terapeutického účinku u hypertyreózy a autonomních adenomů - viz §3.6, část "Terapie štítné žlázy radiojódem ¹³¹I", pasáž "Individuálně aplikovaná aktivita - Marinelliho rovnice".
Scintigrafie štítné žlázy
Účel:
V primární diagnostice zobrazit distribuci funkční tkáně štítné žlázy, její lokalizaci, tvar a velikost a odhalit příp. anomálie - okrsky zvýšené či snížené funkce ve tkáni štítné žlázy, nalezení ektopické thyreoidální tkáně. Dále prokázání funkčních vlastností hmatných uzlů a funkční autonomie. V kombinaci s laboratorním stanovením hladin T3, T4, TSH posouzení hyper- či hypotyreózy. Při terapii karcinomu štítné žlázy scintigrafie slouží k prokázání rezidua akumulující tkáně a odhalení vzdálených akumulujících metastáz diferencovaného karcinomu štítné žlázy.
Radiofarmaka:
Základní metoda spočívá v perorální aplikaci radiojódu ¹³¹I ve formě jodidu sodného Na¹³¹I. Vzhledem k vyšší radiační zátěži (zářením b, které je k diagnostice nevyužielné) se však ¹³¹I již k primární diagnostice nepoužívá, je nahrazen isotopem jódu ¹²³I, nebo ^99mTc-pertechnetátem, který se též vychytává a akumuluje v buňkách štítné žlázy podobně jako jodid, ale na rozdíl od něho se neváže v tyreoglobulinu a nevstupuje do dalších metabolických reakcí. ¹³¹I (aplikace cca 10MBq) se používá jen u pacientů s prokázanou tyreopatií před terapií radiojódem.
Pro zjištění méně diferencované nádorové tkáně a metastáz se dále používají ^99mTc-MIBI, ^99mTc-Tetrofosmin. Pro zobrazení medulárního karcinomu (který obsahuje somatostatinové receptory) se dále používá ¹¹¹In-pentetreoid, dále ^123,131I-MIBG.
Provedení:
Pro scintigrafii štítné žlázy, jakožto malého orgánu, používáme kolimátor s vysokým rozlišením za použití ZOOMu, nebo kolimátor pinhole (který zvětší průmět štítné žlázy na větší užitnou plochu scintilačního detektoru kamery). Po i.v. aplikaci ^99mTc-pertechnetátu (cca 100-200 MBq) se po asi 30 minutách snímá planární obraz v projekci AP. Pro lepší morfologickou orientaci je vhodné pořídit i obrázek se značkami pomocí bodového "pointeru".
Hodnocení:
Normální obraz štítné žlázy má "motýlovitý" téměř symetrický tvar, s přibližně homogenní distribucí radiofarmaka v obou lalocích parenchymu. Patologický obraz vykazuje nehomogenní distribuci se "studenými" uzly snížené funkce či "horkými" uzly zvýšené funkce tkáně štítné žlázy. Příp. funkční autonomii horkých uzlů můžeme zjistit opakovanou supresní scintigrafií štítné žlázy po několikadenním podávání trijódthyroninu. U funkční autonomie se akumulace radiofarmaka v "horkém" ložisku nezmění, zatímco v ostatním parenchymu (paranodulární tkáni), v důsledku hormonální suprese, akumulace podstatně klesne nebo vymizí (§3.9 "Kvantitativní scintigrafie štítné žlázy" v knize OSTNUCLINE).

Normální scintigram štítné žlázy		Celotělová scintigrafie po terapii štítné žlázy radiojódem. Zobrazila se mnohočetná akumulující ložiska v obou plicních křídlech - metastázy ca štítné žlázy._{Za příznivých okolností mohou být tato maligní ložiska úspěšně zlikvidována radiojódovou terapií.}
Hyperfunkční uzel v pravém laloku št. žlázy
Nodózní struma s afunkčním uzlem vlevo
	Ukázky typických obrazů scintigrafie štítné žlázy (scintigramy pořídil MUDr.V.Dedek, PhD.)

Při vyhledávání funkčních metastáz diferencovaných karcinomů štítné žlázy je vhodné použít celotělovou scintigrafii s radiojódem (aplikace cca 100-200 MBq). Na thyerologickou diagnostiku v nukleární medicíně může pak navazovat radionuklidová terapie štítné žlázy - léčba hypertyreózy, autonomního adenomu, karcinomu štítné žlázy (viz §3.6 "Radioterapie", část "Radioisotopová terapie otevřenými zářiči"). Po terapii následuje s určitým časovým odstupem kontrolní scintigrafie štítné žlázy nebo metastáz.
Scintigrafie příštítných tělísek (parathyroid)Příštítná tělíska jsou 2 páry drobných útvarů nacházejících se na zadní straně obou laloků štítné žlázy. Jsou to žlázy produkující parathormon, který ovlivňuje obsah vápníku - uvolňuje jej z kostí do krve.
Účel: Pomocí scintigrafie se snažíme zobrazit hyperfunkční parenchym zvětšených příštitných tělísek (většinou se jedná o jejich adenom), která svou zvýšenou produkcí parathormonu nepříznivě ovlivňují obrat vápníku v organismu.
Radiofarmaka: Jelikož nejsou k dispozici radioindikátory které by se selektivně vychytávaly v příštítných tělískách, používají se kationtové komplexy ^99mTc-MIBI a ^99mTc-Tetrofosmin, které se však současně akumulují i v parenchymu štítné žlázy.
Provedení a vyhodnocení: Zobrazit drobná příštítná tělíska na pozadí mnohem větší tkáně štítné žlázy není nijak snadné. Můžeme si pomoci dvojím způsobem:
- Dvoufázová scintigrafie využívající rychlejšího vyplavování ^99mTc-MIBI z tyreoidální tkáně než z příštítného tělíska postiženého zvětšením či adenomem. Za asi 15-30 minut po i.v. aplikaci radiofarmaka (cca 700-800MBq) nasnímáme první obraz, další pak za 2-3 hodiny.
- Subtrakční scintigrafie provádějící počítačové odečtení obrazů. Obraz štítné žlázy pořízený po aplikaci samotného ^99mTc-pertechnetátu (cca 200MBq) se odečte od "sumačního" obrazu [štítné žlázy + příštítných tělísek], pořízeného po následné aplikaci ^99mTc-MIBI nebo ^99mTc-Tetrofosminu. Oba obrazy musí být snímány za identických podmínek, bez změny polohy. Po odečtení obrazu tkáně štítné žlázy v "sumačním" obraze pak zbude obraz samotného příštítného tělíska.

4.9.2. Nefrolologická radionuklidová diagnostika
Močové vylučovací ústrojí, tvořené systémem [ledviny - močovody - močový měchýř - močová trubice], se souhrnně nazývá uropoetický systém.
Ledviny *) slouží především k filtraci krve (kterou do ledvin přivádějí renální tepny), čímž se z organismu odstraňují produkty metabolismu a jiné nepotřebné či škodlivé látky, které se pak odvádějí jako moč ven z těla. Jsou takto odstraňovány odpadové produkty - katabolity - dusíkového metabolismu (urea, kreatinin), kyselé katabolity, voda a elektrolyty, čímž se udržuje stálé vnitřní prostředí. Ledviny mají dále funkci regulační - zajišťují homeostázu organismu - vody, solí, minerálů, acidobazickou rovnováhu, podílejí se na udržování krevního tlaku. Základní stavební a funkční jednotkou parenchymu ledviny je nefron. Lidská ledvina obsahuje cca 800 000 až 1,5 milionu nefronů.
*) Ledviny se latinsky nazývají ren, řecky nefros - od toho ve vyšetřovacích metodách synonima renografie = nefrografie.
Nefron začíná klubíčkem vlásečnic zvaném glomerulus, kam rozvětvující se renální tepna přivádí krev. V glomerulách probíhá základní clearanční funkce ledvin - glomerulární filtrace, což je proces ultrafiltrace krevní plasmy pod tlakem přes glomerulární membránu. Podílí se na něm mikroporézní struktura glomerulární stěny (která brání průtoku plasmatických bílkovin větších než cca 100 kDa) a elektrostatická bariéra glomerulární membrány (negativní náboj polyanionických makromolekul membrány a negativní náboj většiny plasmatických bílkovin zabraňuje přestupu i menších bílkovin s molekulovou hmotností nad cca 60 kDa). Glomerulárním ultrafiltrátem je primární moč, což je v podstatě plasma bez buněk a velkých molekul plasmatických bílkovin; denně se jí v ledvinách vytvoří více než 150 litrů. Vedle odpadních metabolických produktů obsahuje řadu látek a živin (jako je glukóza), které by v organismu měly zůstat.
Glomerulární filtrát vstupuje do dutého kanálku nefronu, zvaného tubulus. Zde probíhá tubulární resorbce, při níž se část látek z glomerulární filtrace zpětně vstřebává a vrací se do krve, odcházející přes cévní řečiště kolem tubulů odvodnou cévou z ledviny. Resorbcí se do krve vrací většina vody, glukóza, aminokyseliny, minerály. Udržuje se tím homeostáza - rovnováha vody a solí v těle. Vedle resorbce zde dochází i k tubulární sekreci - buňky tubulů aktivně vychytávají některé látky z krve (např. kreatinin) a transportují je do dutin tubulů, tj. do moči. Celkové množství látky vyloučené močí je dáno součtem: (glomerulární filtrace) - (tubulární resorbce) + (tubulární sekrece).
Po průchodu tubulárním systémem vzniká definitivní sekundární moč, která se skládá z vody s rozpuštěnou močovinou, chloridem sodným a menším množstvím dalších látek; vyloučí se jí asi 1,5-2 litry za den. Tubuly ústí do silnějších sběracích kanálků, nálevkovitě rozšířených kalichů a nakonec do ledvinové pánvičky (pelvis renalis) dutého systému ledviny, odkud moč odtéká přes uretery do močového měchýře. Odtud pak po uvolnění svěrače vytéká močovou trubicí ven z těla.
Patologie ledvin a močových cest
Ledviny jsou poměrně často postihovány zánětlivými a infekčními onemocněními. Pyelonefritida je bakteriální hnisavý zánět ledvin (pánvičky-pyelos i parenchymu), který může být akutní i chronický a při opakování nebo vleklém průběhu může vést ke zhoršování funkce ledvin. Glomerulonefritida je zánětlivé onemocnění postihující především glomeruly v ledvinách, které může vznikat po infekcích (především streptokokových), autoimunitními procesy a dalšími příčinami. Některá onemocnění ledvin mohou vést ke zhoršování renální funkce, které může být i nevratné (zánik nefronů), v krajním případě může vyústit až v selhání ledvin.......
Velmi častým postižením ledvin a močových cest je lithiáza (urolithiáza) - "ledvinové kameny", vznikající nahromaděním a zvýšenou koncentrací minerálních solí, které vykrystalizují v močových cestách, především v pánvičce ledvin nebo v měchýři. Nejobvyklejší jsou kameny ze šťavelanu vápníku nebo z kyseliny močové. Mohou dorůstat do různé velikosti, od drobných částeček "písku" až k větším kamenům (>1cm), které mohou zablokovat odtok moči z ledviny. Tato obstrukce ureteru způsobuje městnání v dutém systému ledviny, které zatěžuje i parenchym (který musí filtrovat proti tlaku); při delším trvání obstrukce se nevratně poškozuje renální funkce.
Při poškození renální funkce dochází ke snížení glomerulární filtrace a tím k zadržování odpadních látek v těle a ke snížení tubulární resorpce, k poruše vstřebávání elektrolytů a vody. Dochází tím též k ovlivnění krevního tlaku a může dojít k poruchám acidobazické rovnováhy, příp. i krvetvorby.
Parenchym ledvin bývá postižen cystickým (často polycystickým) onemocněním. Poměrně méně časté jsou nádory ledvin, jako je Grawitzův tumor .................
Ledviny a jejich vylučovací funkce se již v začátcích oboru nukleární medicíny staly vhodným objektem pro radioisotopovou diagnostiku.
Do 70.-80.let byla jedním z nejfrekventnějších nukleárně medicínských vyšetření radioisopová renografie. Po aplikaci nefrotropního radioindikátoru ¹³¹I-hippuranu se dvěma kolimovanými scintilačními renografickými sondami (viz obr.2.4.3b v §2.4, pasáž "Scintilační sonda"), přiloženými na záda pacienta v lokalizaci ledvin, snímal průběh radioaktivity v ledvinách. Elektrický signál z detektorů se vedl do dvojitého registračního zapisovače, jehož pisátka vykreslila na papíře tzv. nefrografické křivky. Z tvarů nefrografických křivek bylo možno usuzovat na různé patologické stavy a poruchy funkce ledvin, jakož i odtoku moče z ledvin. Někdy se prováděla i semikvantitativní analýza nefrografických křivek. Bylo to však jen přibližné vyšetření "naslepo", bez možnosti regionálního posouzení. Nahrazení izotopové nefrografie dynamickou scintigrafií podstatně zpřesnilo diagnostiku a poskytlo mnohem komplexnější informace :
Dynamická scintigrafie ledvin
Účel:
Je to nejdůležitější metoda nukleární nefrologie. Slouží ke komplexnímu posouzení a kvantitativní analýze perfúze a vylučovací funkce ledvin (a jejich částí), clearance a drenáže - dynamiky odtoku moči z ledvin. Může poskytovat i určité informace o morfologii ledvin, které jsou však odvozeny od zobrazení distribuce radioindikátoru ve funkční tkáni ledvin (parenchymu) a od odtoku či hromadění radioindikátoru v dutém systému.
Radiofarmaka:
- ^99mTc-DTPA (kyselina dietylentriaminpentaoctová), která se vylučuje pasívní ultrafiltrací v glomerulech (v tubulech se neresorbuje). Kromě funkčního zobrazování je vhodná i pro stanovení glomerulární filtrace metodou plasmatické clearance.
- ^99mTc-MAG3 (merkaptoacetyltriglycin), který se váže na transportní plasmatické bílkoviny a vylučuje se tubulární sekrecí (v glomerulech se téměř nefiltruje). Poskytuje kontrastní obrazy funkčního parenchymu ledvin, dobře zachycuje dynamiku odtoku moče z ledvin, lze jej použít ke stanovení efektivního průtoku plasmy ledvinami (ERPF) pomocí plasmatické clearance. Pro tento účel se někdy používá i ortojodhippuran značený ¹²³I (dříve ¹³¹I), který se vylučuje z asi 80% tubulární sekrecí a z cca 20% glomerulární filtrací.
Provedení:
Pod scintilační kamerou, nastavenou v zadní projekci na oblast ledvin, se aplikuje cca 200MBq radioindikátoru a ihned se spustí dynamická akvizice v krátkých časových intervalech: perfúzní fáze cca 1s/snímek - 100snímků, následuje funkční fáze cca 10-30s/snímek, celková doba akvizice 30 minut. Snímky se sekvenčně ukládají do paměti počítače. V případě viditelné retence v dutém systému se v asi 15.minutě aplikuje diuretikum - látka zvyšující diurézu (intenzitu vylučování moči) ovlivňováním transportu v různých částech nefronu; nejčastěji se používá furosemid.
Zpracování:
Sledováním sekvencí snímků můžeme vizuálně pozorovat vstup radioindikátoru do ledviny, jeho vychytávání v parenchymu, transport do kalicho-pánvičkovitého systému a odtok močovody do měchýře. Můžeme rozpoznat příp. abnormality. Pro kvantitativní analýzu na vhodných sumačních obrázcích vyznačíme zájmové oblasti (ROI): oblast krevního řečiště (oblast kolem srdce), levé a pravé ledviny a jejich částí (parenchym, dutý systém), tkáňového pozadí (na které se provádí korekce - odečtení). Z těchto oblastí pak počítač vytvoří křivky ("histogramy") časového průběhu aktivity v těchto místech.
Křivka ze zájmové oblasti krevního řečiště reprezentuje časové změny (především pokles) koncentrace radioindikátoru v krvi (plasmě). Rychlost poklesu koncentrace aktivity v plasmě závisí na eliminační schopnosti - clearanci - ledvin, při zhoršené funkci ledvin je rychlost clearance snížená (výpočet clearance je popsán v pasáži "Zpracování křivky blood-poolu - clearance" v knize "OSTNUCLINE").
Z ROI ledvin vznikají nefrografické křivky, z nichž se stanovují časové a rychlostní parametry dosažení maxima, rychlosti či poločasu poklesu. Při zpomaleném vylučování či retenci radioindikátoru v ledvině je důležitý diuretický test: Pokud pokles nefrografické křivky nenastal ani po aplikaci diuretika, svědčí to pro obstrukční hydronefrózu.
Odlišením aktivity parenchymu a pánvičky lze rozhodnout, zda příp. patologie nefrografické křivky je způsobena funkční poruchou průchodu indikátoru v parenchymu, nebo změnami v odtoku - dilatace dutého systému či obstrukce močové cesty v ledvině. Přesně se to provádí tzv. dekonvoluční analýzou nefrografických křivek za vzniku tranzitních funkcí (je podrobně popsáno v §3.4 "Dynamická scintigrafie ledvin", pasáž "Dekonvoluce a tranzitní funkce" v knize "OSTNUCLINE"). ........

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení dynamické funkční scintigrafie ledvin - MAG3

Hodnocení : Po intravenózní aplikaci radioindikátoru se zobrazují ledviny obvyklého tvaru, velikosti i uložení, bez ložiskových změn. Nefrografická křivka levé ledviny má normální průběh, na křivce pravé ledviny pozorujeme zpomalení drenáže a retenci, mizející po diuretiku. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních snímků a kvantitativní analýza nefrografických křivek svědčí pro dobrou funkci obou ledvin, rychlý tranzit parenchymem a volnou drenáž dutého systému. U pravé ledviny mírné zpomalení drenáže dilatačního typu.

Zde jsou příklady vyhodnocení téměř normální^á a výrazně patologické_â dynamické scintigrafie ledvin.

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení dynamické funkční scintigrafie ledvin - MAG3

Hodnocení : Po intravenózní aplikaci radioindikátoru se zobrazila dobře akumulující levá ledvina obvyklého tvaru i velikosti, bez ložiskových změn. Pravá ledvina se zobrazuje opožděně jako výrazně hypofunkční a nehomogenní - je zachován pouze úzký lem funkčního parenchymu kolem výrazně dilatovaného exkavovaného dutého systému s výraznou retencí. Nefrografická křivka levé ledviny má fyziologický průběh. Nefrogram pravé ledviny má výrazně plochý tvar s nízkým funkčním segmentem, křivka má trvale ascendentní průběh, nereagující na aplikaci diuretika v 17.min. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních snímků a kvantitativní analýza nefrografických křivek svědčí pro dobrou funkci levé ledviny, avšak těžce hypofunkční pravou ledvinu s výraznou atrofií renálního parenchymu. Drenáž levé ledviny fyziologická, vpravo porucha drenáže obstrukčního typu, bez reakce na podané diuretikum. Globální funkce ledvin je téměř normální vzhledem k věkové kategorii.

Matematický postup analýzy dynamické scintigrafie ledvin je podrobně popsán v §3.4 "Dynamická scintigrafie ledvin" knihy "OSTNUCLINE - Matematická analýza a počítačové vyhodnocování funkční scintigrafie".
Renovaskulární hypertenze- captoprilový test
Zvýšený krevní tlak je porucha která může vážně ohrožovat zdraví, zvláště cevními komplikacemi. Většinou se jedná o primární hypertenzní onemocnění, avšak zvýšený krevní tlak může být způsoben i sekundárně, onemocněním některých jiných orgánů. Často to bývá sekundární nefrogenní hypertenze při onemocnění ledvin jako je pyelonefritida či glomerulonefritida. Zde se v diferenciální diagnostice může uplatnit i nukleární nefrologie.
Specifickým případem je renovaskulární hypertenze - zvýšený krevní tlak způsobený nedostatečnou perfúzí ledvin (jejich ischemií) z důvodu stenózy renální tepny. Tím dochází k zadržování vody a sodíku v těle, neboť i jinak zdravé ledviny nemohou dostatečně plnit svou funkci. Je aktivovaný RAAS renin-angiotenzin- regulační systém: renin, produkovaný ve zvýšené míře v ischemické ledvině, se působením konverzního enzymu mění na angiotenzin II, který zvyšováním tlaku v glomerulu udržuje průtok krve glomeruly na potřebné hodnotě. Tato fyziologická kompenzace však systémovým působením na arterioly a zvýšením hladiny aldosteronu vede k nežádoucímu zvýšení krevního tlaku. Inhibicí angiotenzin konvertujícího enzymu (ACE) pomocí vhodného farmaka lze zablokovat tento regulační mechanismus Takovým krátkodobě působícím ACE inhibitorem je captopril, který zde můžeme použít k diagnostickým účelům.
Před začátkem dynamické scintigrafie tedy aplikujeme captopril, který inhibicí ACE snižuje tonus ve vas eferens a snižuje glomerulární filtraci. Zpomaluje se vylučování DTPA glomerulárními a MAG3 tubulárními buňkami, takže původně normální nefrografické křivky se mění na patologické - pokles glomerulární filtrace a tím i zpomalení transportu radiofarmaka parenchymem ledviny. Srovnáním křivek ledvin z nativní dynamické scintigrafie bez captoprilu se scintigrafií po zátěži captoprilem můžeme odhalit renovaskulární původ hypertenze.
Dynamická scintigrafie transplantované ledviny
Princip a metodický postup je v zásadě analogický jako u shora vedené dynamické scintigrafie ledvin. Kromě posouzení clearanční funkce transplantované ledviny je důležité posoudit zvláště její perfúzi, akutní tubulární nekrózu *) a riziko rejekce, drenáž transplantátu a ureteru, odhalení příp. komplikací a anomálií při transplantaci (jako je urinom).
*) Poněkud zavádějící název "akutní tubulární nekróza - ATN" znamená opožděný nástup perfuze a renální funkce štěpu po transplantaci, v závislosti na době trvání studené ischemie ledviny v časovém intervalu mezi odejmutím štěpu dárci a jeho transplantaci příjemci. Těžká ATN může vyústit v rejekci.
Oproti výše uvedené dynamické scintigrafii ledvin se liší projekce - kamera snímá v projekci AP oblast zahrnující ilické tepny, vlastní transplantovanou ledvinu a močový měchýř. Vyznačují ze zájmové oblasti: blood pool, arteria illiaca, transpl. ledvina, močový měchýř, pozadí. Vedle parametrů obvyklých u dynamické scintigrafie ledvin se stanovuje Hilsonův perfúzní index a míra odtoku do močového měchýře. Analýza dynamické scintigrafie transplantované ledviny je popsána v §3.5 "Dynamická scintigrafie transplantované ledviny" knihy OSTNUCLINE.

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení dynamické funkční scintigrafie transplantované ledviny

Hodnocení : Po intravenózní aplikaci radioindikátoru se zobrazuje obvyklým způsobem břišní aorta a ilické tepny, vzápětí pak dobře perfundovaná transplantovaná ledvina. V dalším průběhu se radioindikátor dobře koncentruje v ledvině, potom se dostatečně rychle vylučuje do močového měchýře. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních snímků a kvantitativní analýza křivek průchodu radioindikátoru svědčí pro dobrou perfuzi i funkci transplantátu, rychlý tranzit parenchymem a volnou drenáž dutého systému. Neprojevují se známky počínající rejekce.

Statická scintigrafie ledvin
Účel: Pomocí této jednodušší metody le získat funkčně-morfologickou informaci o rozložení funkčního parenchymu v ledvině, odvozeně o tvaru, velikosti a uložení ledvin, někdy i strukturních změnách. Lze stanovit separovanou funkci ledvin - % podíl levé a pravé ledviny na celkové funkci (test renální funkční symetrie).
Radiofarmaka: Jako radiofarmak se využívá značených látek, které jsou vychytávány ledvinovým parenchymem, ale nepřestupují do moči. Nejpoužívanější je ^99mTc-DMSA (kys. dimerkaptojantarová), která se vychytává v buňkách proximálních tubulů.
Provedení: Po i.v. aplikaci cca 100MBq ^99mTc-DMSA se asi za 2 hodiny provádí vlastní statická scintigrafie, většinou ve 4 projekcích, z nichž nejdůležitejší je projekce PA a AP.
Hodnocení je většinou vizuální, hodnotí se velikost, tvar a uložení ledvin, distribuce funkční tkáně. Počítačové zpracování se provádí za účelem stanovení separované funkce (s korekcí na absorbci záření g z různě hluboko uložených ledvin) je popsáno v §3.7 "Statická scintigrafie ledvin" knihy OSTNUCLINE.
Radionuklidová urowlowmetrie a cystografie
Účel: Slouží k vyšetření dynamiky mikce, stanovení objemu měchýře, měchýřového rezidua, evakuační rychlosti, zjištění vezikoureterálního refluxu.
Provedení: Pacient, jehož močový měchýř je naplněn radioaktivním roztokem, se vymočí před detektorem kamery, přičemž se snímá dynamická scintigrafie oblasti ureterů a močového měchýře, frekvencí cca 1snímek/sec. Jsou dvě metody naplnění měchýře, přímá a nepřímá cystografie. Nepřímá metoda spočívá v aplikaci nefrotropního radiofarmaka (většinou ^99mTc-MAG3, cca 200MBq), po níž se provede běžná dynamická scintigrafie ledvin, během níž se renální funkcí naplní močový měchýř. Při přímé cystografii se radioindikátorem (cca 50MBq) naplní měchýř přes katetr.
Vyhodnocení: Vedle vizuálního posouzení série obrazů mikčního aktu vyznačujeme zájmové oblasti močového měchýře, ureterů a tkáňového pozadí, z nichž vytvoříme křivky časového průběhu radioaktivity, především urodynamickou křivku. Jejich počítačovou analýzou můžeme kvantifikovat průběh mikce - stanovit dobu trvání a rychlost mikce, měchýřové reziduum. Můžeme vizuálně posoudit i kvantifikovat regurgitaci moče z měchýře do ureterů nebo příp. až do pánvičky ledvin - vezikoureterální či vezikorenální reflux. ................................................
Počítačová analýza dynamické uroflowmetrie je popsána v §3.6 "Radionuklidová uroflowmetrie" knihy OSTNUCLINE.

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení dynamické uroflowmetrie

Hodnocení : Po spuštění dynamické scintigrafie začíná záhy mikce, při níž dochází k dostatečně rychlému vyprazdňování močového měchýře s nízkým reziduem. Na scintigrafických obrazech vyprázdněného měchýře a močových cest je dobře pozorovatelný veziko-ureterální reflux, výraznější vpravo. Z á v ě r : Radionuklidová uroflowmetrie ukazuje normální průtok mikce a nízké měchýřové reziduum, avšak prokazuje veziko-ureterální reflux.

4.9.3 Diagnostika gastro-intestinálního traktu - jater a žlučových cest, pankreatu, sleziny, jícnu a žaludku
Scintigrafie jater
Játra jsou důležitým orgánem, v němž probíhají významné metabolické, detoxikační a eliminační pochody; jsou začleňovány do trávicího ústrojí a též do retikuloendotelového systému (RES). Jsou jedním z největších orgánů, u člověka váží asi 1,5 kg, jsou uložena v pravém bráničním oblouku břišní dutiny. Jaterní parenchym tvoří především polygonální jaterní buňky - hepatocyty (60%) a retikuloendoteliální Kupferovy buňky (15%). Dále jsou to jaterní hvězdicovité Itovy buňky, Pit buňky a stěny velkého množství cév krevních a intrahepatálních žlučových cest.
Hepatocyty vychytávají z plasmy různé látky, přeměňují je a pak vylučují do žluče, která odchází intrahepatálními cestami (přes žlučník) přes ductus choledochus do intestinálního traktu. Jaterní buňky se významně podílejí na řadě metabolických a syntetických procesech:
- Metabolismus sacharidů - jaterní buňky vychytávají z portální krve glukózu a přeměňují ji na lipidy nebo na glykogen, přeměna laktátu a alaninu na glukózu
- Metabolismus lipidů - syntéza a oxidace mastných kyselin, vznik glycerolů, fosfolipidů, cholesterolu, lipoproteinů...
- Metabolismus aminokyselin -
- Syntéza plasmatických proteinů -
- Detoxikační funkce - Je to především detoxikace amoniaku (vznikajícího při rozkladu aminokyselin). Amoniak se přeměňuje na močovinu a glutamin, které se pak vylučují v ledvinách. Dále, některé cizorodé molekuly (zvláště hydrofobní, které nemohou být vyloučené ledvinami) se oxidují cytochromem a vylučují do žluče nebo do plasmy (odkud jsou pak odstraňovány v ledvinách).
Červené krvinky mají omezenou životnost (asi 120 dní), načež jsou vychytávány ve slezině a játrech a sekvestrovány. Z hemoglobinu se odlučuje železo, které se použije k syntéze nového hemoglobinu, zatímco zbylá složka (hem) navázaný na protein hemopexin, je fagocytovám Kupferovými buňkami a přeměňován na bilirubin.. Navazuje se na krevní bílkovinu albumin a v játrech je vychytáván hepatocyty, kde se váže na kys.glukoronovou. Tím vzniká konjugovaný bilirubin, který jaterní buňky vylučují do žluči, která pak odtéká do tenkého střeva.
V játrech probíhá i řada dalších funkcí - tvorba hormonů a jejich degradace či deaktivace, degradace cholesterolu, část krvetvorby, zásobní funkce lipidů a glykogenu.
Hepatocyty vylučují vodu, ionty solí, kyseliny, cholesterol, fosfolipidy a bilirubin - jaterní žluč - do žlučových kapilár, které se postupně spojují ve žlučovody. Žluč se shromažďuje ve žlučníku - vakovité "nádržce" na žluč, odkud se řízeně uvolňuje a odtéká žlučovými cestami - ductus cysticus - ductus choledochus - do duodena (dvanáctníku) a odtud do intestinálního traktu (do tenkého střeva), kde se podílí na trávení tuků.
Kupferovy buňky jsou fixní makrofágy, které fagocytují bakterie, cizorodé bílkoviny, přestálé erytrocyty a některé další buňky. Pit buňky jsou velké granulární lymfocyty s výraznou cytotoxickou aktivitou, které svou fagocytární schopností spolupracují s Kupferovými buňkami. Itovy buňky (lipocyty) obsahují velké množství lipidů
Krevní oběh jater představuje asi 1,5 litru/minutu a má dvě složky:
1. Jaterní tepna přivádí krev bohatou na kyslík (20% krevního oběhu jater), vyživuje jaterní parenchym.
2. Funkční oběh z vrátnicové žíly - vena portae (cca 80% jaterního oběhu) přivádí krev obsahující vstřebané živiny z trávicího traktu, jakož i různé zplodiny metabilismu buněk. Vena portae se větví na žíly protékající portobiliárním prostorem mezi hepatocyty, krev pak přes jaterní žíly odtéká do dolní duté žíly.
Patologie jater a žlučových cest
Játra mají velkou funkční rezervu a schopnost regenerace. Přesto však mohou být játra poškozena v důsledku nadměrné zátěže toxickými látkami, hepatotoxiny (jako je alkohol), zánětlivými a infekčními onemocněními (hepatitida A,B,C). Tato poškození mohou vyústit v nodulární přestavbu, fibrózu a postupný zánik jaterního parenchymu - v cirhózu jater spojenou se selháním funkce jater a cévními komplikacemi - portální hypertenzí a portosystémovými zkraty (viz níže "slezina").
Poměrně časté jsou patologie žlučových cest, především cholelithiáza - kaménky ve žlučníku, které vznikají vlivem zvýšené koncentrace a snížení rozpustnosti žluči. Žlučové kameny mohou způsobovat záněty a ucpat žlučové cesty, zabránit odtoku žluči z jater - vzniká obstrukční ikterus, projevující se jako žloutenka způsobená nahromaděním bilirubinu v plasmě.
Nádorová onemocnění jater - primárním jaterním nádorem je hepatocelulární karcinom (hepatom). Mnohem častější jsou sekundární postižení jater metastázami z jiných nádorů (nejčastěji ca prsu nebo kolorektálního ca). Benigním nádorem jater je hemangiom.
Radionuklidová diagnostika jater primárně využívá funkce hepatocytů a Kupferových buněk. Po aplikaci radiofarmaka, které je z krevního řečiště vychytáváno hepatopcyty, můžeme dynamickou scintigrafií jater - cholescintigrafií vyšetřit funkci jater a žlučových cest. Aplikací radiofarmaka, které je vychytáváno (fagocytováno) v Kupferových buňkách, můžeme statickou scintigrafií jater zobrazit rozložení parenchymu a tím (nepřímo) získat informace o morfologii jater.

Dynamická scintigrafie jater - cholescintigrafie
Účel:
Slouží ke komplexnímu posouzení a kvantitativní analýze vylučovací funkce jater (a jejich částí), clearance a drenáže - dynamiky tvorby žluče a jejího odtoku intrahepatálními cestami do žlučníku, evakuační schopnost žlučníku, průchod do duodena a intestinálního traktu. Může odhalit i duodeno-gastrický reflux. Kromě toho může poskytovat i určité informace o morfologii jater, které jsou však odvozeny od zobrazení distribuce radioindikátoru ve funkční tkáni jater (parenchymu) a od odtoku či hromadění radioindikátoru ve žlučových cestách.
Radiofarmaka:
Deriváty kyseliny iminodioctové (IDA) značené ^99mTc - HIDA, EHIDA
Provedení:
Po i.v. aplikaci cca 100-200 MBq hepatotropního radiofarmaka se vleže v přední projekci okamžitě spustí dynamická scintigrafie snímkovou frekvencí cca 20-30 sec./snímek. Pro stimulaci vyprazdňování žlučníku se během vyšetření v asi 30.minutě podá cholekinetický podnět - cholecystokinin nebo tučná strava (čokoláda). Dynamická scintigrafie se snímá po dobu 60 minut. Pokud se po této době neobjeví radioindikátor ve střevech, nahrávají se další statické obrazy za 2 a 4 hodiny.
Hodnocení:
Vizuálním hodnocením obrazů různých fází distribuce radioindikátoru v játrech a pasáže žlučovým systémem posuzujeme distribuci hepatocytů v jaterním parenchymu, morfologii žlučových cest, uložení a velikost žlučníku, jeho vyprazdňování a odtok žluči do intestinálního traktu, event. duodeno-gastrický reflux.
Na příslušných dynamických snímcích vyznačíme zájmové oblasti: krevní řečiště, celá játra, jaterní parenchym, ductus choledochus, intestinální trakt, žlučník (pokud se zobrazil) a žaludek (při podezření na duodeno-gastrický reflux). Z křivek časového průběhu koncentrace radioindikátoru v těchto zájmových oblastech hodnotíme a kvantifikujeme hepetocelulární funkci jater - clearanci a rychlost extrakce radiofarmaka hepatocyty z krevního oběhu, dynamiku odtoku žlučovými cestami včetně stanovení ejekční frakce žlučníku, míru duodeno-gastrického refluxu.
Dekonvolucí jaterních křivek s křivkou blood-poolu můžeme konstruovat tranzitní funkce a stanovovat tranzitní časy průchodu radioindikátoru celými játry, jaterním parenchymem nebo jeho vybranými částmi. Exponenciální analýzou tranzitních křivek můžeme dále stanovovat hepatální extrakční frakci (HEF) jaterního parenchymu, jeho jednotlivých laloků či vybraných částí (ROI). HEF udává, jaká část radioindikátoru se vychytává při jednom průchodu cévním řečištěm jaterního parenchymu - kvantifikuje tedy vlastní vychytávací funkční schopnost jaterního parenchymu, kterou umožňuje odlišit od patologie žlučových cest.
Metoda stanovení HEF je popsána v pasáži "Hepatální extrakční frakce" §3.10 "Dynamická scintigrafie jater" knihy "OSTNUCLINE".
Stanovení funkční schopnosti jater a jejich jednotlivých segmentů a vybraných oblastí je důležité nejen ve vlastní klinické hepatologii, gastroenterologii, interní medicíně, ale i u pacientů podstupujících rozsáhlejší resekční výkony s odstraněním části funkčního jaterního parenchymu. Zde je riziko nedostatečnosti funkce zbylého funkčního rezidua a vývoje jaterního selhání, s velmi nepříznivými (až letálními) zdravotními důsledky. Zmapování funkční zdatnosti jaterního parenchymu může přispět k optimalizaci plánované chirurgické strategie.

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení dynamické funkční scintigrafie jater a žlučových cest - cholescintigrafie

Hodnocení : Po intravenózní aplikaci radioindikátoru se včasně zobrazují játra obvyklého tvaru a velikosti. Jaterní parenchym nevykazuje ložiskové změny. Žlučové cesty je možné diferencovat od 10.min., od 13.min. se začíná plnit žlučník. V 30.min. byl podán cholekinetický podnět. V dalším průběhu pozorujeme rychlou pasáž radioindikátoru biliárním systémem s plynulým odtokem přes ductus choledochus do intest. traktu. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních snímků a kvantitativní analýza jaterních křivek svědčí pro dobrou hepatocelulární funkci, rychlý tranzit jaterním parenchymem a volnou drenáž biliárního systému, bez známek obstrukce žlučových cest. Žlučník vykazuje dobrou plnicí i evakuační funkci.

Matematická analýza a počítačové vyhodnocení dynamické cholescintigrafie je podrobně popsáno v §3.10 "Dynamická scintigrafie jater" knihy "OSTNUCLINE".

Diagnostika malabsorpce žlučových kyselin
Žlučové kyseliny jsou syntetizovány v játrech z cholesterolu. Primární žlučové kyseliny cholová a chenodyoxycholová jsou konjugovány s glycinem a taurinem a jsou exprimovány do žlučových cest. Po příjmu tuku v potravě jsou pod vlivem cholecystokyninu vylučovány do duodena. Žlučové kyseliny mají rozhodující funkci při trávení a vstřebávání tuků přijímaných v potravě - mastných kyselin a momoglyceridů uvolněných při lipolýze ve střevě. Žlučové kyseliny se přitom v tenkém střevě postupně vstřebávají, do tlustého střeva se nedostávají.
Při malabsorpci žlučové kyseliny nejsou dostatečně vstřebány v ileu, pronikají až do tlustého střeva a jsou příčinou chronického průjmu. Způsobují zvýšenou sekreci elektrolytů a vody, zvýšenou permeabilitu sliznice tlustého střeva, zvýšenou motilitou tlustého střeva a zvýšenou produkci hlenu. K této poruše snížení absorpční funkce terminálního ilea dochází např. u Crohnovy choroby, zánětlivého, toxického či radiačního poškození; často se vyskytuje po radioterapii malignit lokalizovaných v dolní části břicha a v pánvi.
Metoda SeHCAT (Selenium HomoCholic Acid Taurine Test) k diagnostice malabsorpce žlučových kyselin používá jako radioindikátor ⁷⁵Se- kyselinu tauroselcholovou. Je to syntetická žlučová kyselina konjugovaná s taurinem (23-seleno-25-homo-taurocholová kyselina), označená radioaktivním selenem ⁷⁵Se. Kyselina tauroselchová je obdoba kyseliny žlučové, má shodné fyziologické chování jako konjugáty žlučových kyselin.
Fyzikální vlastnosti selenu-75 jsou uvedeny v §1.4 "Radionuklidy", pasáž "Se-75". Měření kinetiky retence radiofarmaka se dříve experimentálně provádělo pomocí celotělových radiometrů nebo kolimovaných scintilačních sond. Na pracovištích nukleární medicíny se nejlépe osvědčuje použití scintilační gamakamery bez kolimátoru - vzhledem k nízké aplikované aktivitě potřebujeme maximální detekční citlivost, avšak nepotřebujeme scintigrafické zobrazení distribuce radioindikátoru, stačí nám změřit celkový počet impůlsů z gama-záření za daný čas -> relativní aktivitu radiofarmaka.
Pacientovi se perorálně (v kapsli) podá cca 400 kBq ⁷⁵Se-kyseliny tauroselcholové. Pod kamerou bez kolimátoru, umístěnou na oblast břicha, se měří počet impulsů registrovaný za akviziční čas cca 10 minut, okénko analyzátoru šířky 20% je nastaveno na fotopík 289 keV ⁷⁵Se. První měření se provede za 3 hod. po aplikaci (0.den), druhé měření se udělá za 1 týden, v identické poloze pacienta (na zádech, stejná oblast břicha). U obou měření se odečte radiační pozadí, které bývá poměrně vysoké; měření je potřeba dělat za podmínek, kdy se v okolí nenacházejí žádné radioaktivní zdroje (např. další pacienti s aplikovanou radioaktivitou). Provede se korekce na rozpad Se-75 - za 7 dní je to koeficient 1,04. Z takto naměřených hodnot stanovíme retenci radiofarmaka v % (hodnotu 7.dne vyjádříme jako procento hodnoty 0.dne). Normální hodnota úbytku je >20% za týden. Retence 10-15% se považuje za mírnou malabsorpci, 5-10% za srřední, za těžkou malabsorpci se klasifikuje <5%.
Tato metoda je v nukleární medicíně poměrně okrajová, provádí se jen vzácně na některých pracovištích. Gastroenterologům většinou stačí terapeutický test klinické odezvy na sekvestranty po podání cholestyraminu a biochemické testy. Přesto však v některých složitějších případech může být toto speciální vyšetření užitečné...

Statická scintigrafie jater
Účel: Získat nepřímou informaci o morfologii jater - zjištění difuzního postižení a detekce ložiskových jaterních lézí.
Radiofarmaka: Sn-koloid (nebo sirný koloid) značený ^99mTc, který je po aplikaci rychle vychytáván z krevního řečiště Kupferovými buňkami.
Provedení: Po i.v. aplikaci cca 150 MBq ^99mTc-Sn koloidu se za 15 min. provede scintigrafie v přední, zadní a pří. pravé boční projekci. Pro lepší zobrazení lézí uložených hlouběji v parenchymu je vhodné provést zobrazení SPECT.
Hodnocení: Na planárních nebo tomografických obrazech vizuálně posuzujeme kromě uložení, tvaru a velikosti jater především distribuci radiofarmaka v parenchymu. Jaterní léze jsou většinou doprovázeny sníženou hustotou Kupferových buněk, což se projeví sníženou akumulací radiofarmaka. Nález je nespecifický: lokální snížení (studená ložiska) mohou být způsobena cystami, abscesem či nádory (metastázami), difuzní postižení (hepatomegalie, nerovnoměrná distribuce v parenchymu, zvýšená akumulace v extrahepatálním RES - slezině a kostní dřeni) mohou být způsobena hepatitidou, cirhźou, metabolickými poruchami, malignitami.

Scintigrafie jaterních hemangiomů
Hemangiom je benigní mezenchymový nádor krevních cév. V oblasti jater se často vyskytuje kavernózní typ hemangiomu. Je to vysoce vaskularizovaná struktura, která má vyšší zastoupení krve - a tím vyšší koncentraci erytrocytů - než okolní tkáň. Po aplikaci radionuklidově značených erytrocytů se hemangiomy zobrazují jako "horká" ložiska zvýšené depozice radioaktivity než v okolní tkáni.
Účel: Vyšetření slouží k detekci kavernózních hemangiomů v játrech a k jejich odlišení od jiných útvarů (jako jsou primární či metastatické tumory).
Radiofarmaka: Autologní erytrocyty značené ^99mTc - značené buď in vitro, častěji však in vivo pomocí Sn-pyrofosfátu (aplikovaného 20 min. před aplikací ^99mTcO4).
Provedení: Současně s i.v. aplikací radiofarmaka se spouští dynamická scintigrafie perfúzní fáze *) v projekci ve které se předpokládá nejlepší zobrazení podezřelých ložisek. Celková doba dynam. snímání asi 2 min., snímková frekvence 2-3 s./snímek. Po 40-60 minutách se provádí statická scintigrafie oblasti jater, nejlépe v tomografickém provedení SPECT.
*) Pozn.: Dříve prováděná dynamická scintigrafie perfúzní fáze u hemangiomů je založena na skutečnosti, že v hemangiomu je zvýšený krevní pool při relativně pomalejším průtoku krve ve srovnání s cévami okolní tkáně. Ukázalo se však, že sledování perfúzní fáze má jen malý klinický přínos a proto se většinou neprovádí.
Hodnocení: Na statických planárních scintigramech a na rekonstruovaných tomografických SPECT řezech hledáme ložiska zvýšené depozice značených erytrocytů, které svědčí pro přítomnost hemangiomu. U SPECT scintigrafie je hranice detekovatelnosti hemangiomů kolem 1 cm.
Odlišení hemangiomů od jiných útvarů podezřelých u malignity je důležité pro primární nádorovou diagnostiku. U hemangiomů, jakožto vysoce prokrvených útvarů, by se neměla provádět biopsie, neboť je zde riziko vzniku krvácení.

Scintigrafie pankreatu
Pankreas (slinivka) je malý ale metabolicky a endokrinně důležitý orgán, uložený v břišní dutině v oblasti duodena, těsně pod játry. Exokrinní složka, ústící do duodena, produkuje trávicí enzymy - pankreatickou lipázu pro štěpení tuků, alfa amylázu pro štěpení škrobu, proteázy pro štěpení bílkovin. Za normálních okolností jsou trávicí enzymy po svém vzniku uvnitř pankreatu v inaktivní formě (jinak by poškodily - "natrávily" - pankreatickou tkáň, došlo by k pankreatitidě), teprve až se dostanou do duodena se aktivují a mohou začít plnit svou trávicí funkci. Endokrinní část (jejíž buňky jsou uspořádány do Langerhansových ostrůvků) produkuje hormony pankreatu - inzulin (reguluje hladinu cukru v krvi), glukagon, somatostatin, pankreatický polipeptid.
Patologie pankreatu
Nejčastějším onemocněním souvisejícím s pankreatem je cukrovka - diabetes melitus, způsobená poškozením tkání Langerhansových ostrůvků, ve kterých je tvořen inzulin. Zánět slinivky, pankreatitida, vzniká retencí trávicích enzymů v pankreasu, které zůstávají uvnitř, předčasně se aktivují a "samonatrávením" poškozují tkáň pankreasu, což vyvolá otok a zánětlivou reakci. Akutní pankreatitida je vyvolána náhlou obstrukcí vývodu pankreasu do duodena, většinou žlučovým konkrementem. Chronická pankreatitida, způsobená zpomaleným odtokem pankreatických enzymů do duodena, má mírnější a dlouhodobější průběh. V těžších případech nekrotizující hemoragické pankreatitidy se proteolytické pankreatické enzymy mohou dostat i do krevního oběhu a způsobovat toxické účinky v různých tkáních a orgánech. Velmi závažným onemocněním je (adeno)karcinom pankreatu, který lymfatickými cestami často metastázuje do celého těla.
Dynamická scintigrafie pankreatu
Pankreas je obtížně přístupný k funkční diagnostice. Pro scintigrafické vyšetření pankreatu bylo vyvinuto radiofarmakum ⁷⁵Se-selenomethionin H₂C-S-(CH₂)₂CH(NH₂)COOH označené radionuklidem selen ⁷⁵Se (fyzikální vlastnosti v §1.4 Radionuklidy", pasáž "Se-75"). Příjem aminokyselin v pankreatu je odrazem rychlosti syntézy trávicích enzymů. Podobnost selenu a síry je tak blízká, že substituce selenu místo síry v molekule methioninu vede k analogu, který má všechny metabolické vlastnosti aminokyseliny, včetně zabudování do proteinů. Proto se účinně vychytává v pankreatu při produkci trávicích enzymů.
První pokusy radioisotopového vyšetření pankreatu v 60.letech s detekcí kolimovanou sondou (měření "naslepo"- a priori k ničemu...) a pak statickou scintigrafií pohybovým gamagrafem a kamerou bez počítačové akvizice, byly schopné posoudit jen hrubé abnormality pankreatu. Validní výsledky přinesla až dynamická scintigrafie pankreatu :
Dynamické scintigrafické vyšetření pankreatu může být užitečné pro včasnou detekci pankreatické exokrinní dysfunkce, retence či obstrukce vývodných cest - u diabetických pacientů, pankreatidy, nádorových postižení.
Gamakameru opatřenou kolimátorem ME nebo HE, okénko analyzátoru nastavené na fotopík 264keV, umístíme mírně šikmo nad oblast jater a pankreatu. Po i.v. aplikaci cca 100kBq/kg ⁷⁵Se-selenomethioninu se na gamakameře pořizují dynamické sekvenční snímky oblasti jater a pankreatu v intervalech 5-10 min. po dobu 60-120 minut. Selenomethionin se nespecificky vychytává i v játrech (kde rovněž probíhá proteosyntéza), takže obraz pankreatu bývá často zobrazen v rušivé interferenci na pozadí radioaktivity jater. Pro eliminaci tohoto rušivého pozadí se ke konci vyšetření někdy aplikuje ^99mTc-koloid (za nezměněné polohy pacienta), který se specificky vychytává v játrech. Takto vzniklé scintigrafické obrazy jater se pak odečítají od obrazů s ⁷⁵Se-selenomethioninem. Touto postupnou subtrakcí obrazů se vhodně potlačí obraz jater a dosáhne se lepší separace a zviditelnění pankreatu.
Na scintigrafických obrazech se pak vyznačí zájmové oblasti (ROI) vhodných částí pankreatu, ze kterých se vytvoří dynamické křivky časové závislosti akumulace selenomethioninu. Křivky se hodnotí většinou vizuálně (na našem pracovišti jsme však vypracovali i program pro jejich kvantitativní zpracování). Ve fyziologických případech křivka po počátečním rychlém nárustu dosahuje vrchol po 20-30 min. od aplikace, pak následuje pomalejší pokles. Snížená funkce pankreatu se na křivce projevuje plochým tvarem, s pozdějším nástupem a zpomalením rychlosti nárustu. Na scintigrafických obrazech se v tomto případě pankreas zobrazuje méně zřetelně. Retence trávicích enzymů uvnitř pankreatu se projevuje pozdějším a zpomaleným poklesem; při závažnější patologii se vrchol a pokles neobjevují vůbec, křivka má stále pomalu rostoucí trend.

Dynamická scintigrafie pankreatu.
Vlevo: Na sumárním scintigrafickém obrazu se vyznačí zájmová oblaast (ROI) vhodné části pankreatu. Uprostřed: Typické normální a patologické křivky časového průběhu vychytávání selenomuthioninu v pankreatu. Vpravo: Různé odezvy křivek na aplikaci cholecystokininu.

V takových patologických případech se v cca 60.-90. minutě i.v. aplikuje pancreozymin, častěji nazývaný cholecystokinin (stimuluje též kontrakci žlučníku), 1u/kg, který stimuluje sekreci pankreatických enzymů (a příp. se současně aplikuje i secretin, který m.j. potencuje účinek cholecystokinu a má také trofické účinky na pankreas). Je to analogické výše uvedenému cholekinetickému podnětu u dynamické cholescintigrafie, nebo aplikaci diuretika (furosemid) u dynamické scintigrafie ledvin. Podle odezvy průběhu křivky na tento pankreatický stimulátor je možno odlišit snížení funkce, parenchymální pankreatické poškození či obstrukci.....
Scintigrafie pankreatu byla poměrně málo častým vyšetřením, diagnostická výtěžnost poměrně nízká se značným procenten neurčitých nálezů. Prováděla se především v 70.-80.letech. Nádorové postižení pankreatu se nyní zobrazuje pomocí CT zobrazení a statické PET/CT scintigrafie.
Zkouší se i statická scintigrafie pankreatu s ^99mTc-interleukinem-2 pro zobrazování chronických zánětlivých změn u autoimunitního diabetu 1.typu, k identifikaci pacientů s pankreatickým zánětem. Umožňuje detekovat zvýšený výskyt aktivovaných T buněk - stupeň lymfocytární infiltrace i u menších zánětlivých procesů insulitidy, v raném období pro léčbu imunoterapií.

Scintigrafie sleziny a dynamická splenoportografie
Slezina (lat. lien, řec. splén) je poněkud "záhadný" orgán uložený v břišní dutině, poblíž žaludku. Fylogeneticky se slezina patrně vyvinula jako orgán krvetvorby. Tuto funkci si však zachovává pouze v prenatálním období (do asi 6.měsíce fetálního vývoje), pak ji přebírá kostní dřeň. Po narození slezina funguje již jen jako "filtrační" orgán s velkým množstvím makrofágů, zadržující mikroorganismy z krve a přestárlé či poškozené ("opotřebované") krevní buňky - sekvestrace erytrocytů. Dále má význam imunitní, vytváří protilátky a imunokompetentní buňky, má fagocytární schopnost (systém RES).
Hmotnost sleziny činí cca 100-200g, s věkem postupně klesá. Při některých onemocněních ale dochází ke zvětšení sleziny - spenomegalii. K mírné splenomegalii (hmotnost do 500g) může docházet i při infekcích. Splenoagalie středního stupně (500-1000g) může doprovázet akutní leukemii, maligní lymfomy, polycytemii a další. Vzácně dochází k těžké splenomegalii (hmotnost >1000g), např. při chronické myeloidní leukemii, ...
Anatomicky se slezina řadí k retikuloendotelovému (RES) a hematopoetickému systému. Krevní zásobení sleziny se uskutečňuje přes portální cirkulaci (vena portae *), čímž je výrazně spojena s játry. Proto jsme scintigrafické metody týkající se sleziny zařadili do kontextu jaterní scintigrafie.
*) Vena portae odvádí krev z orgánů břišní dutiny - ze střev, dolní části jícnu, žaludku, sleziny, pankreatu - do jater.
Patologie sleziny a portálních cest
Jednou z patologií sleziny je shora zmíněná splenomegalie. Portální hypertenze je zvýšený tlak krve v povodí vrátnicové žíly (vena portae). Blokáda vrátnicové žíly je nejčastěji intrahepatální v důsledku jaterní cirhózy. Krev pak namísto vrátnicovou žilou odtéká vytvořenými "spojkami" - portosystémovými zkraty - do systémového oběhu (do povodí dolní duté žíly). Dochází k rozvoji kolaterálního řečiště, přetěžováním žil vznikají varixy. Krev z trávicí soustavy obchází játra, takže není detoxikována, což může vést k poškozování některých tkání (mozku).
Zvýšená destrukce a sekvestrace erytrocytů ve slezině se projevuje u hemolytické anemie (viz "Poločas přežívání erytrocytů a lokalizace jejich destrukce"). Vede to často ke splenomegalii. Pro normalizaci krevního obrazu se v takovém případě doporučuje splenektomie.
Statická scintigrafie sleziny
Účel: Zobrazení funkční tkáně sleziny pro stanovení jejího tvaru, velikosti a uložení, včetně příp. nehomogenit. Může sloužit též pro zviditelnění a označení sleziny k aplikaci před dynamickou splenoportografií.
Radiofarmaka: Pro selektivní zobrazení sleziny se používají ^99mTc-značené autologní tepelně poškozené erytrocyty, které se reaplikují vyšetřovanému pacientovi. Pro zobrazení retikuloendotelového systému sleziny (+ jater) se používají radiokoloidy, především ^99mTc-sulfur-koloid, jehož větší koloidní částice se vychytávají v retikuloedotel. systému sleziny a jater.
Provedení: Po aplikaci cca 100-200MBq uvedeného radioindikátoru se za cca 20-30 minut nasnímají planární scintigrafické obrazy v přední, zadní, a levé boční projekci. Pro detailnější rozlišení patologických struktur můžeme doplnit zobrazením SPECT.
Hodnocení: Na obrazech posuzujeme tvar, velikost a uložení sleziny; velikost sleziny lze pomocí empirických metod odhadnout z rozměrů scintigrafického obrazu. Pozorováním homogenity distribuce radiofarmaka či přítomnosti ložiskových změn můžeme usuzovat na abscesy, cysty, splenomegalii, hematomy či nádorová postižení sleziny.
Dynamická splenoportografie
Účel: Vyšetření krevního průtoku portálním řečištěm a zjišťování příp. portosystémových zkratů. Splenoporografie patří mezi méně častá scintigrafická vyšetření, nyní je již téměř opuštěná...
Radiofarmaka: ^99mTc pertechnetát.
Provedení: Aplikaci radioindikátoru provádíme intrasplenicky tenkou jehlou v malém objemu (do 10 ml.) a dostatečně rychle (bolusově), aby byla dobře vyjádřená fáze prvního průtoku. Současně spustíme akvizici dynamické scintigrafie v přední projekci - 60 snímků po 2 sec., která zachycuje průtok radioindikátoru portálním a systémovým řečištěm.
Hodnocení: Vizuálně hodnotíme snímky zachycující jednotlivé fáze průchodu: slezina ® v.lienalis ® v.portae ® játra ® systémový oběh. Za normálních okolností po itrasplenické aplikaci radioindikátor rychle prochází přes v.lienalis a v.portae do jater, tam se průtok patřičně zpomalí v kapilárním řečišti, načež jaterními žilami a dolní dutou žílou odtéká do srdce a plic, následně pak do systémového oběhu. Za přítomnosti zkratů (spojek) portálního a systémového řečiště prochází část radioindikátoru mimo játra a dostává se do srdce předčasně. Kromě těchto portosystémových zkratů můžeme na sérii snímků posuzovat i event. neprůchodnost v.lienalis nebo v.portae.
Pro kvantifikaci dynamiky průtoku radioindikátoru portálním a systémovým řečištěm vyznačíme příslušné zájmové oblasti: vena lienalis, játra, srdce+plíce, z nichž vytvoříme křivky časového průběhu pasáže radioindikátoru. Z těchto křivek můžem provádět kvantifikaci dynamiky průtoku. Pro křivky z oblastí v.lienalis, jater a srdce se stanovuje čas příchodu radioindikátoru, čas maxima, strmost (gradient) nárustu (vzestupným úsekem se prokládá lineární funkce) a poločas úniku radioindikátoru (sestupným úsekem se prokládá exponenciální funkce).
Postup počítačového vyhodnocení dynamické splenoportografie je popsán v §3.16 "Dynamická splenoportografie" knihy "OSTNUCLINE".

Vyhodnocení dynamické splenoportografie

Hodnocení : Po intrasplenické aplikaci 99m-Tc pozorujeme na scintigramech rychlý průtok radioindikátoru přes v.lienalis a v.portae do jater, bez patrných portosystémových zkratů. Po obvyklém zpomalení v kapilárním řečišti jater pak radioindikátor odtéká dolní dutou žílou do srdce a plic. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních scintigramů i kvantitativní analýza křivek svědčí pro normální průtokové poměry v portálním řečišti, bez patrných portosystémových zkratů.

Zde jsou příklady vyhodnocení normální^á a výrazně patologické_â radionuklidové splenoportografie.

Vyhodnocení dynamické splenoportografie

Hodnocení : Po intrasplenické aplikaci 99m-Tc pozorujeme na scintigramech rychlý průtok radioindikátoru přes v.lienalis do kaudálních zkratů. Játra se prakticky nezobrazují. Dlouhodobá retence radioindikátoru ve slezině. Přes kaudální protokavální zkraty odtéká radioindikátor do srdce a plic. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních scintigramů a kvantitativní analýza křivek ukazuje výrazné kaudální portosystémové zkraty, bez patrného průtoku přes v.portae do jater.

Scintigrafie jícnu a žaludku
Jícen slouží k polykání potravy (v pevné a tekuté fázi) z úst do žaludku, kde dochází k první fázi trávení potravy. Za fyziologického stavu je spolknuté sousto aktivně transportováno peristaltikou jícnu do žaludku, kam doputuje za asi 7 vteřin. K poruchám motility jícnu může docházet vlivem zůžení průsvitu jícnem, poruch inervace, ........... Průchod sousta je pak zpomalen a je nepravidelný. Porucha dolního svěrače jícnu způsobuje, že část potravy se vrací ze žaludku zpět do jícnu - vzniká gastroezofageální reflux.
..........

Dynamická scintigrafie jícnu - polykací akt
Účel: Posouzení motility jícnu, jeho průchodnosti, průběhu polykání a odhalení přítomnosti a závažnosti gastro-ezofageálního refluxu.
Radiofarmaka: ^99mTc Sn- koloid nebo ^99mTc-DTPA
Provedení: Perorálně podáme cca 50 MBq radioindikátoru smíchaného s asi 10 ml. vody (či ovocné šťávy) a ihned (lépe s předstihem) spustíme rychlou dynamickou scintigrafii vsedě v přední projekci - 120 snímků po 0,5 sec. (zachycuje pasáž jícnem) a následně cca 60 snímků po 30 sec. (zachycuje evakuaci žaludku, příp. pozdní reflux). Bějem vyšeetření můžeme příp. provést kompresi na epigastrium nebo Valsavův manévr k vyprovokování gastroezofageálního refluxu.
Hodnocení: Nejprve vizuálně sledujeme snímky průchodu radioindikátoru jícnem, jeho distribuci v žaludku a posléze jeho postupnou evakuaci do intestinálního traktu. Za normálních okolností je polknuté sousto za pomoci peristaltiky jícnu rychle transportováno do žaludku, takže průchod radioindikátoru jícnem musí být dostatečně rychlý a plynulý, bez dočasných nebo trvalejších retencí. Při různých patologických stavech jako je achalázie, poruchy průchodnosti (zúžením průsvitu jícnu - nádorem, zevním útlakem jícnu apod.), či porucha inervace jícnu, poruchy po operačních výkonech na jícnu, dochází ke zpomalení pasáže jícnem. Na scintigrafických obrazech pak vidíme zpomalený nebo nerovnoměrný průchod jícnem, který může být doprovázen retencemi radioindikátoru v některých částech jícnu. Na scintigrafických obrazech jsou však patrné jen výraznější abnormality; podrobnější a citlivější analýza a kvantifikace pasáže jícnem je v dalším průběhu programu prováděna na křivkách z jednotlivých částí jícnu a na speciálních matematických konstrukcích – transportní funkci a kondenzovaném obraze.
Častou patologií je gastroezofageální reflux, kdy vlivem insuficience dolního svěrače jícnu dochází k návratu části žaludečního obsahu do jícnu, tj. k nenormálně orientovanému pohybu proti fyziologickému směru pasáže potravy. Na příslušných scintigrafických snímcích se takto vzniklá regurgitace projevuje jako přítomnost radioaktivního depositu především v oblasti dolní třetiny jícnu (reflux může zasahovat i do vyšších etáží jícnu – podrobnější a citlivější analýza přítomnosti a lokalizace refluxu je v dalším průběhu programu prováděna na křivkách z jednotlivých částí jícnu). Reflux může nastávat buď pasivně (samovolně, za nativních podmínek), nebo může být vyvolán zvýšeným tlakem v žaludku (vhodnou kompresí oblasti žaludku) - pak se jedná o aktivní reflux.
Analýza a počítačové vyhodnocení dynamické scintigrafie polykací funkce jícnu a evakuace žaludku je podrobně popsáno v §3.20 "Dynamická scintigrafie jícnu a žaludku" knihy "OSTNUCLINE".

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení dynamické scintigrafie jícnu - polykací akt

Hodnocení : Po perorální aplikaci radioindikátoru pozorujeme na scintigrafických obrazech nejprve rychlou pasáž horní a střední části jícnu, dále poněkud zpomalenou pasáž distální částí jícnu. Jakmile je dosaženo žaludku, nastává návrat větší části radioindikátoru až do střední etáže jícnu, kde retinuje asi 20 sekund a teprve potom postupuje do žaludku. Tento abnormální pohyb polykaného radioindikátoru je zvláště názorně vidět na kondenzovaném obraze a transportní funkci. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních snímků a kvantitativní analýza křivek pasáže radioindikátoru svědčí pro dobrou průchodnost a motilitu horní části jícnu, zatímco ve střední a dolní části jícnu byla pozorována závažná patologie pasáže s výrazným gastro-ezofageálním refluxem (souvisí patrně s inkopetencí kardie).

Dynamická scintigrafie evakuace žaludku a tenkého střeva
Účel: Sledování rychlosti evakuace stravy ze žaludku do střeva, příp. rychlosti transportu tenkým střevem.
Radiofarmaka: ^99mTc Sn- koloid nebo ^99mTc-DTPA, kterými označíme tuhou nebo tekutou stravu.
Provedení: Pacientovi, sedícímu před kamerou, podáme perorálně malé sousto tuhé stravy, označené cca 50 MBq ^99mTc. Spustíme dynamickou scintigrafii, při níž snímáme oblast žaludku po dobu asi 1,5 hodiny s frekvencí 1 snímek za minutu. Pokud chceme vyšetřovat evakuaci tekuté stravy, může dynamická scintigrafie žaludku navazovat na dynamickou scintigrafii polykacího aktu jícnem (popsanou výše). Pro posouzení evakuace žaludku je však reprezentativnější tuhá strava. Dále může navazovat scintigrafické vyšetření transportu tenkým střevem, formou pomalé dynamické studie nebo sekvenčních statických snímků; podle potřeby se snímá i několik hodin. Je vhodné pořídit kontrolní snímek břišní dutiny následující den (po 24 hodinách).
Hodnocení: Na obrazech žaludku vyznačíme ROI, z níž generujeme křivku časového průběhu aktivity. Tato křivka začíná plochým ramenem odpovídajícím fázi ve které polknutá strava neopouští žaludek (nebo jej opouští jen velmi pomalu). Pak následuje různě rychlý pokles aktivity, zachycující evakuaci ze žaludku do střeva. Vyhodnocujeme poločas evakuace žaludku T1/2 - dobu nutnou k poklesu aktivity v žaludku na polovinu (klesající částí křivky proložíme exponenciální funkci, z jejíhož rychlostního koeficientu stanovíme T1/2). Normální hodnoty poločasu evakuace žaludku se u tuhé stravy pohybují v rozmezí 60-90 min., u tekuté stravy cca 30-40 min. Pokud navazovala scintigrafie tenkého střeva, na sekvenčních snímcích stanovíme dobu od polknutí, za kterou se aktivita poprvé objeví v počáteční široké části tlustého střeva (caecum). Je to tzv. oro-cekální čas, jehož normální hodnoty jsou cca 2-5 hodin. Jelikož poločas evakuace žaludku má také vliv na rychlost transportu tenkým střevem, je nutno jej též zohlednit.

Scintigrafická lokalizace krvácení do GIT
Provádí se pomocí značených erytrocytů. Odebereme se cca 2-5 ml. krve, v níž in vitro ^99mTc označíme erytrocyty a reinjektujeme zpět. Po i.v. aplikaci cca 500 MBq těchto in vitro značených autologních erytrocytů se provede scintigrafie dutiny břišní. Nejprve dynamická scintigrafie cca 60 snímků po 1 min. Pokud se do té doby neobjeví na obrazech extravasální aktivita, pokračujeme snímáním statických obrazů v cca hodinových časových odstupech. Případné ložisko krvácení se na scintigramech projeví zvýšením koncentrace radioaktivity v oblasti kde dochází ke krvácení.

Scintigrafie Meckelova divertiklu - zobrazení ektopické žaludeční sliznice
Divertikl v lékařské terminologii obecně označuje lokální vychlípení stěny dutého orgánu. Meckelův divertikl (v užším smyslu) je vychlípení stěny tenkého střeva tvořené ektopickou žaludeční sliznicí. Může být scintigraficky zobrazen ^99mTc-technecistanem, který se fyziologicky vychytává v buňkách žaludeční sliznice. Po i.v. aplikaci tohoto radiofarmaka povádíme dynamické snímkování oblasti břicha, cca 1min./snímek po dobu 1 hodiny. Současně se zobrazením fyziologické akumulace ve sliznici žaludku se zobrazí i případný okrsek ektopické sliznice Meckelova divertiklu.

4.9.4 Nukleární kardiologie
Srdce (lat. cor, řec. kardia) je dutý svalnatý orgán, který svými pravidelnými stahy funguje jako čerpadlo pohánějící krevní oběh v celém organismu. Zajišťuje tím přenos dýchacích plynů, živin a odpadních látek metabolismu. Stavbou, funkcí a onemocněními srdce se zabývá kardiologie. Srdce vyšších organismů, zvláště savců a člověka, se skládá z několika anatomických a funkčních částí :
- Srdeční dutiny a přívodní cévy
Neokysličená krev (prošlá organismem) je do srdce přiváděna dutými žilami - horní a dolní, které se před srdcem spojují do žilního splavu. Krev při průtoku srdcem prochází 4 dutinami, které jsou navzájem odděleny chlopněmi, zabraňujícímu zpětnému toku krve. Z žilního splavu krev přitéká do pravé síně. Odtud přes trojcípou (trikuspidální) chlopeň vstupuje do pravé komory. Pravá komora svými stahy vypuzuje krev přes "poloměsíčkovou" chlopeň do plícnice - hlavní tepny plicního oběhu. Průchodem přes plíce se krev okysličuje. Z plic přitéká okysličená krev plicními žilami do levé síně a odtud přes dvojcípou chlopeň (zvanou též mitrální pro podobnost s tvarem biskupské mitry) do levé komory. Stahy levé komory je krev přes aortálních chlopeň vypuzována do aorty, čímž se okysličená krev dostává do hlavního tepenného oběhu - prochází jednotlivými tkáněmi a orgány, odevzdává kyslík, přenáší živiny, přijímá zplodiny metabolismu a žilním systémem se přes duté žíly vrací do srdce.
"Pumpování" krve se odehrává střídáním fází systoly a diastoly srdeční komory. Při systole dochází ke kontrakci srdeční komory a krev tryská ze srdečních komor do tepen. Při relaxační fázi - diastole - svaly komor ochabnou a srdce se pasívním tlakem plní krví. Každou systolou je ze srdce vypuzeno cca 70ml. krve (tzv. tepový objem, stroke volume). Množství kve, které komora přečerpá za minutu se nazývá minutový volum srdeční (cardiac output).
- Srdeční chlopně
fungují jako jednocestné ventily, které umožňují tok krve pouze jedním směrem, zatímco v opačném směru se uzavřou a tok zablokují. V srdci se nacházejí 4 chlopně: - Dvojcípá (mitrální) chlopeň mezi levou síní a levou komorou; - Trojcípá (trikuspidální) chlopeň mezi pravou síní a pravou komorou; - Aortální chlopeň na rozhraní levé komory a aorty; - Poloměsíčková plicní (pulmonální) chlopeň ve vyśtění pravé komory do plícnice. Aby chlopeň správně fungovala, je třeba aby při otevření vznikal dostatečně velký otvor pro průtok krve a při uzavření naopak musí těsně doléhat, aby nedocházelo ke zpětnému toku krve. Častou poruchou je nedomykavost chlopní, kdy se část vypuzené krve vrací zpět - tzv. regurgitace, při níž je srdce pak musí přečerpat znovu. Snižuje se tím čerpací účinnost a srdce je přetěžováno.
- Srdeční svaly
Hnacím prvkem čerpání je srdeční svalovina - myokard, který svými pravidelnými stahy pohání čerpací činnost srdce. Je to příčně pruhovaný značně výkonný sval. Jsou tvořen srdečními buňkami kardiomyocyty. Nejsilnější srdeční sval je v levé komoře, která musí pod značným tlakem vypuzovat krev do velkého oběhu.
- Cévní zásobení srdce
Aby mohl srdeční sval pracovat, potřebuje kyslík a živiny. Cévní zásobení srdečního svalu okysličenou krví zajišťují dvě věnčité koronární tepny vycházející z aorty. Rozvětvují se do sítě cév, která obkružuje myokard a svým tvarem připomíná věnec.
Při zúžení některých úseků věnčitých tepen (především vlivem aterosklerotických plaků, či embolizací) dochází ke snížení cévního zásobení srdečního svalu - ischemická chroba srdeční. Úplným uzávěrem tepny dojde po 20-40 minutách k ischemické nekróze - infarktu myokardu, při němž nastává nevratné odumření srdeční svaloviny v povodí uzavřené cévy.
- Řízení srdeční činnosti
Kontrakce srdeční svaloviny je stimulována elektrickými impulsy. Řízení činnosti srdce je do značné míry autonomní - elektrické podněty ke kontrakci myokardu se generují a jsou vedeny v srdeční stěně, v převodním systému srdečním. Hlavním zdrojem vzruchů je sinoartriální uzel - shluk buněk ve stěně pravé síně poblíž žilního splavu. Tento uzel je ovlivňován autonomním (vegetativním) nervovým systémem z kardioregulačního centra v mozkovém kmeni, v prodloužené míše (hypotalamu). Signál se v mezikomorové přepážce rozděluje na dvě Tawarova raménka, pravé a levé, která míří k myokardu a šíří vzruch podél stěn komor. Tyto elektrické signály vzruchů můžeme snímat pomocí EKG.
Patologie srdce a cév
Ischemická choroba srdeční spočívá ve zúženém průsvitu věnčitých tepen myokardu v důsledku aterosklerózy, což má za následek zhoršení perfúze srdečního svalu. Závažné snížení perfuze se projevuje anginou pectoris, úplný uzávěr vede k infarktu myokardu.
Srdeční amyloidóza je způsobena depozicí nerozpustných proteinů, tzv. amyloidlů (vžil se tento zavádějící název...) ve fomě amiloidových fibril v mezibuněčných prostorách srdečního myokardu. Vede to ke ztlušťování srdeční stěny a zhoršení její kontraktility.
Vady srdečních chlopní spočívají buď ve zúžení (stenóza) nebo v jejich nedomykavosti, především mitrální nebo aortální chlopně. Dochází tím ke zpětnému toku - regurgitaci, čímž se snižuje účinnost čerpací funkce srdce. Chlopně mohou být postiženy v rámci vrozených vad, ale i jako získané postižení při infekční endokarditidě.
Poruchy srdečního rytmu, zvané též arytmie, mohou být způsobeny poruchou tvorby elektrického vzruchu, nebo poruchou šíření vzruchu. Závažnější arytmie se upravují pomocí kardiostimulátoru (pacemakeru).
Poruchy kontraktility myokardu - hypokinéza, akinéza, asynchronie, dyskinéza (či aneurysma) .................
Intrakardiální zkraty jsou otvory - defekty - v srdeční stěně (septu) mezi komorami nebo síněmi. Nejčastěji se jedná o levo-pravé zkraty mezi levou a pravou komorou nebo levou a pravou síní. Méně časté jsou pravo-levé zkraty.
V souvislosti s výše nastíněnou funkcí srdeční činnosti a jejími poruchami se kardiologická diagnostika provádí ve čtyřech základních směrech :
1. Akustická diagnostika srdečních ozvů systolicko-diastolické funkce pomocí fonendoskopu a diagnostika elektrické činnosti srdce pomocí elektrokardiografie EKG. Jsou to nejstarší kardiologické metody. Nyní k nim přistupuje velmi důležitá ultrazvuková sonografie - dopplerovská echokardiografie.
2. Diagnostika centrální hemodynamiky - měření průtoku krve srdečními dutinami a velkými cévami, odhalování intrakardiálních zkratů a nedomykavosti srdečních chlopní, včetně posouzení jejich závažnosti.
3. Diagnostika perfuze myokardu - ischemické choroby srdeční, viability ischemického myokardu.
4. Diagnostika srdeční amyloidózy.
Nukleární medicína může nabídnout kardiologii 5 diagnostických okruhů :
- Metody vyšetřující systolicko-diastolickou funkci srdce jako "pumpy" mohou prokázat celkové i regionální narušení pohyblivosti srdečních stěn či synchronizace s elektrickou aktivitou srdce, stanovit celkovou "výkonnost srdeční pumpy". Jedná se o rovnovážnou EKG-hradlovanou ventrikulografii a SPECT myokardu.
- Vyšetření centrální hemodynamiky - průtoku krve srdečními dutinami a velkými cévami. Po aplikaci bolusu radioindikátoru lze sledovat dynamiku průtoku krve velkými cévami, plnění srdečních síní a komor včetně odhalení inkrakardiálních zkratů, stanovit minutový volum srdeční, kardiopulmonální volum, časy průtoku a další důležité hemodynamické parametry.
- Vyšetření regionálního prokrvení myokardu, za klidu i zátěže, umožňuje diagnostikovat ischemickou chorobu srdeční, její lokalizaci a závažnost.
- Ověřování viability myokardu, poškozeného ischemií. Je důležité pro plánování revaskularizačních zákroků (by-pass, angioplastika) - revaskularizace má smysl jen v případě viabilního myokardu (který je třebas jen dočasně hybernovaný ischemií), nikoli u již neviabilního (nekrotického) myokardu.
- Vyšetření amyloidózy myokardu pomocí posouzení rozdílu akumulace osteotropního radiofarmaka v hrudním skeletu a v myolkardu.
Tyto metody budou níže podrobněji popsány a ilustrovány na scintigrafických obrazech fyziologických a patologických.

Rovnovážná hradlovaná ventrikulografie
Účel :
Je to dynamická scintigrafická metoda, která poskytuje komplexní informace o činnosti srdce jako čerpadla krevního oběhu. Zobrazují se změny aktivity v jednotlivých srdečních oddílech - komorách a síních během jejich pulzace v průběhu srdečního cyklu. Jelikož radioindikátor je rovnoměrně a stabilně "rozmíchán" v krevním řečišti, jsou změny aktivity - a tím i vycházejícího záření g - přímo úměrné změnám objemu komor a síní při pulzaci. Můžeme stanovit hemodynamické funkční parametry srdečních komor, zobrazit regionální kinetiku srdečních stěn, stanovit regurgitační frakci levé komory (spolu s radiokardiografií). Metoda je užitečná pro posuzování dopadu ischemické choroby srdeční či infarktu myokardu, popř. kardiomyopatie, na funkci srdeční komory. Uplatňuje se i při zjišťování kardiotoxicity cytostatik při chemoterapii nádorových onemocnění.
Při průběžném dynamickém snímkování by byl počet impulsů nastřádaných v průběhu jednoho cyklu příliš nízký na to, aby bylo možno zobrazit tvary a velikosti srdečních komor a stanovit jejich objemové změny. Využívá se proto technika EKG hradlování (gating): vedle scintigrafických impulsů z kamery se snímá i elektrický signál EKG, který vhodně řídí (spouští, hradluje, "gejtuje") průběh akvizice. Od R-vlny z EKG se odvozují hradlovací impulsy, které synchronizují periodické ukládání scintigrafických snímků do vymezených oblastí paměti počítače. Postupným sčítáním sobě odpovídajících snímků z jednotlivých srdečních cyklů vzniká výsledný soubor obrazů, který představuje fázovou dynamickou scintigrafii jednoho "reprezentativního" srdečního cyklu, vzniklou synchronním sečtením několika stovek průběžných cyklů (podrobně bylo popsáno v §4.4 "Hradlovaná fázová scintigrafie"). Počítačovým vyhodnocováním této fázové scintigrafie pak můžeme posuzovat pulzování stěn srdečních komor a síní a vytvářet volumové křivky během srdečního cyklu, z nichž můžeme stanovit řadu kvantitativních parametrů systolicko-diastolické činnosti srdce.
Radiofarmaka:
Je třeba použít radioindikátor, který se dostatečně dlouho udržuje v rovnovážné koncentraci a neuniká z krevního řečiště. Používají se ^99mTc-značené erytrocyty, které je možno připravit dvěma způsoby: 1. Laboratorně in vitro z odebraného vzorku krve, v němž se erytrocyty označí ^99mTc a reinjektijí se zpět pacientovi. 2. In vivo, kdy se pacientovi nejprve aplikuje rozpuštěná sůl cínu a po asi 15 minutách se aplikuje potřebná aktivita ^99mTc-pertechnetátu. Cínové ionty Sn²⁺ umožní vazbu technecia na červené krvinky v oběhu.
Provedení:
Po aplikaci cca 400 MBq radiofarmaka se snímá detektorem kamery, zacíleným na oblast srdce v projekci LAO v úhlu asi 35-50°, aby komorové septum bylo přibližně kolmé k rovině detektoru. Pacient má přiložené elektrody EKG (kardiomonitoru), jehož výstup R-vlny je napojen do synchronizačního obvodu kamery. Počkáme na ustabilizování srdeční frekvence. Střádáme v režimu EKG-gated tak, aby srdeční cyklus byl rozdělen do cca 16-32 obrazů, vyhrazených v paměti akvizičního počítače. Nasnímáme cca 500-800 srdečních cyklů, přičečmž jsou eliminovány cykly s předčasnou nebo opožděnou R-vlnou. Vyšetření můžeme provádět v klidu i v ergometrické či farmakologické zátěži.
Hodnocení:
Regionální pohyblivost stěny levé srdeční komory lze v nejjednodušším případě posuzovat vizuálně pomocí kinematografického promítání jednotlivých obrazů reprezentativního srdečního cyklu v rychlém sledu za sebou (což zviditelní pohyb srdečních oddílů - "tepání srdce"). Semikvantitativně ji můžeme posuzovat pomocí obrysové metody, kdy vyhodnocovací program do jednoho obrazu vynese konturu komory v end-diastole ED a end-systole ES. Na vzájemném vztahu těchto kontur můžeme rozpoznat poruchy - hypokinézu, akinézu, dyskinézu (obr.3.1.2 v "Radionuklidová ventrikulografie"). Dále můžeme konstruovat parametrické obrazy rozložení určitého parametru v orgánu. Nejjednodušší je tepový obraz (obraz tepového objemu - rozdíl obrazů ED-ES) a paradoxní obraz vzniklý odečtením obrazů ES-ED, na kterém se fyziologicky zobrazují předsíně a patologicky dyskinetické oblasti komory (které se v systole nevyprazdňují, ale naopak se zvětšují). Dále je možno sestavit obraz ejekční frakce, vzniklý z obrazu tepového objemu vydělením obrazem komory v end-diastole (ED-ES)/ED. Nejpřesnější analýzu dynamiky srdečního cyklu poskytuje regionální Fourierovská analýza pomocí sinusových a kosinusových funkcí s určitými amplitudami s fázemi v každém obrazovém prvku. Získáme dva parametrické obrazy: obraz amplitudy, jehož každé místo je úměrné intenzitě pulzace (lokálnímu tepovému objemu) a obraz fáze, vyjadřující časové-fázové posunutí (zpoždění) začátku kontrakce myokardu v daném místě oproti příchodu R-vlny EKG - obr.3.1.3, 3.1.4 v "Radionuklidová ventrikulografie".
Na obrazech ED a ES reprezentativního cyklu vyznačíme (manuálně nebo s pomocí matematických algoritmů, včetně zohlednění parametrických obrazů) zájmové oblasti (ROI) levé komory, příp. pravé komory a oblast tkáňového pozadí. Počítačový program vytvoří objemovou křivku komory, z níž se vypočítávají důležité hemodynamické parametry: ejekční frakce, tepový objem, minutový objem srdeční, end-diastolický a reziduální volum komory, ejekční a plnicí rychlosti komory - viz obrázky níže. Tyto parametry jsou důležité zvláště pro levou komoru, u pravé komory, která má méně pravidelný tvar, je přesné stanovení obtížnější.
Matematická analýza a počítačové vyhodnocení radionuklidové ventrikulografie je podrobně popsáno v §3.1 "Radionuklidová ventrikulografie" knihy "OSTNUCLINE".

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení radionuklidové ventrikulografie

Hodnocení : Na fázových scintigrafických obrazech srdečního cyklu, ani na Fourierových obrazech fáze a amplitudy, nepozorujeme regionální poruchy motility srdeční stěny. Z á v ě r : Vizuální hodnocení snímků jednotlivých fází srdečníhu cyklu i kvantitativní analýza srdeční dynamiky svědčí pro dobrou globální i lokální kontraktilitu stěn levé srdeční komory.

Zde jsou příklady vyhodnocení normální^á a těžce patologické_â radionuklidové ventrikulografie.

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení radionuklidové ventrikulografie

Hodnocení :
Na fázových scintigrafických obrazech srdečního cyklu a na Fourierových obrazech fáze a amplitudy pozorujeme následující regionální poruchy motility stěny levé srdeční komory:

   hypokinéza segmentu: Prakticky všech, kromě posterolat.
         akinéza segmentu:
  asynchronie segmentu:
     dyskinéza segmentu: A p i k á l n í h o -  velmi rozsáhlá !

Z á v ě r :
Vizuální hodnocení snímků jednotlivých fází srdečníhu cyklu a kvantitativní analýza srdeční dynamiky svědčí pro těžkou poruchu kontraktility stěn levé srdeční komory s rozsáhlou hemodynamicky významnou apikální dyskinézou.
Extrémně snížená ejekční frakce dilatované L.K.

Dynamická bolusová angiokardiografie
Účel:
Rychlá dynamická scintigrafie průchodu a ředění radioaktivního bolusu pravým srdcem, plícemi a levým srdcem, která poskytuje informace o dynamice krevního průtoku v oddílech srdce a velkých cévách. Analýzou této dynamiky můžeme získat kvantitativní parametry funkce komor, jejich objemové parametry, odhalení a kvantifikaci nitrosrdečních zkratů. Spolu s radionuklidovou ventrikulografií lze stanovit regurgitační frakci levé komory.
Radiofarmaka:
Pro samotnou dynamickou angiokardiografii lze použít obyčejný ^99mTc-pertechnetát, nebo lépe ^99mTc-DTPA. Pokud se bude následně provádět hradlovaná ventrikulografie (např. pro kvantifikaci regurgitace), je nutno použít ^99mTc-značené erytrocyty, jak bylo popsáno výše u ventrikulografie.
Provedení:
Aplikace radioindikátoru (cca 400-800 MBq) se provádí pod kamerou nasměrovanou na oblast srdce a plic v pravé šikmé projekci se sklonem detektoru kamery cca 30-45° (v této projekci se optimálně oddělí a rozliší obrazy komor, síní, plícnice a aorty). Aplikuje se do co nejkratší cévní vzdálenosti k srdci - do antekubitální žíly pravé ruky, do v.subklavia nebo v.jugularis interna. Jelikož se jedná o dynamickou scintigrafii rychlého děje, je nutno provést tzv. bolusovou aplikaci (lat. bolus=sousto): rychlou jednorázovou aplikaci radioindikátoru o vysoké objemové aktivitě v malém objemu cca 0,5 ml., během krátké doby cca 1s. (s propláchnutím několika ml. fyziologického roztoku pomocí trojcestného ventilu), s okamžitým spuštěním dynamické scintigrafie s dostatečně vysokou snímkovou frekvencí (cca 4 snímky/sec.). Rychlou fázi snímáme cca 60-100sec., pak může následovat pomalejší snímání fáze ekvilibria (10sec./snímek po dobu cca 5min.).
Hodnocení:
Vizuálním prohlížením sekvenčních snímků průchodu bolusu srdečním oběhem můžeme kvalitativně posoudit příp. abnormity, zvláště předčasnou cirkulaci a recirkulaci, která by mohla být způsobena srdečními zkraty. Pak vyznačíme zájmové oblasti (ROI) a vytvoříme křivky distribuce radioindikátoru z pravé a levé komory, pravé síně, plic a příp. aorty.
K odhalení a kvantifikaci L-P zkratu používáme křivku časového průběhu radioaktivity v oblasti plic - pulmogram. Za normálních okolností se na tomto pulmogramu kromě ostrého vrcholu prvního průtoku po asi 30-50 sec. objeví jen nízký široký vrchol systémové recirkulace, způsobený návratem radioindikátoru přes systémový oběh zpět do srdce. Je-li však přítomen L-P zkrat, objeví se záhy po vrcholu prvního průtoku další předčasný recirkulační vrchol (nebo u malého zkratu jen rozšíření sestupného ramena křivky), způsobený recirkulací zkratem prošlé krve z levé komory do komory pravé a pak do plic. Matematickým rozkladem pulmogramu na křivku prvního průchodu, systémové recirkulace a zkratové recirkulace můžeme kvantifikovat velikost zkratu pomocí poměru zkratového průtoku a plicního průtoku Qz/Qp (bez zkratu je blízký 0) nebo poměru plicního průtoku a systémového průtoku Qp/Qs (bez zkratu se blíží 1) - podrobnosti viz "Bolusová radiokardiografie", obrázky 3.2.3 a 3.2.4. Z křivek pravé a levé komory můžeme stanovit průměrný tranzitní čas centrální cirkulace a kardiopulmonální objem krve. Je-li na křivce aorty přítomen vrchol předčasné cirkulace, lze rozkladem křivek odhalit a kvantifikovat pravo-levý zkrat.
Pokud byla snímána rovnovážná fáze, analýzou křivky z levé komory lze (kombinací dilučního a Steward-Hasmiltonova principu - viz "Bolusová radiokardiografie", obr. 3.2.1 a 3.2.2) stanovit minutový volum srdeční. Analýzou křivky z pravé komory lze v principu stanovit ejekční frakci pravé komory. Kombinace bolusové angiokardiografie a hradlované ventrikulografie umožňuje kvantifikovat regurgitaci u srdečních chlopní - stanovit regurgitační frakci.
Matematická analýza a počítačové vyhodnocení radionuklidové angiokardiografie je podrobně popsáno v §3.2 "Bolusová radiokardiografie" knihy "OSTNUCLINE".

Matematická analýza a komplexní vyhodnocení radionuklidové angiokardiografie

Vizuální hodnocení : Po intrajugulární injekci bolusu radioindikátoru se zobrazují nezvětšené dutiny pravého srdce, následuje plnění nerozšířené plícnice a plicního řečiště, které se přiměřeně rychle vyprazdňují do normálně konfigurovaných dutin levého srdce a aorty. Během průchodu bolusu levým srdcem nepozorujeme předčasný výskyt radioindikátoru v pravém srdci a plících. Z á v ě r : Při vizuálním hodnocení sekvenčních scintigramů průchodu bolusu srdečním oběhem, ani při kvantitativní analýze cirkulačních křivek, nepozorujeme patologické změny centrální hemodynamiky.

Zde je výsledný protokol vyhodnocení angiokardiografie bez zkratu^á (ale s regurgitací) a mezivýsledky při vyhodnocení pacienta s výrazným levo-pravým zkratem_â.

Matematická analýza L-P zkratu při vyhodnocení radionuklidové angiokardiografie

Rozkladem křivky pulmogramu na primocirkulaci, systémovou recirkulaci a předčasnou recirkulaci pozorujeme hemodynamicky významný levo-pravý zkrat. Porovnání křivek průchodu bolusu pravou síní a komorou svědčí pro zkrat na úrovni komorového septa.

Scintigrafie perfuze myokardu
Účel:
Je to neinvazivní metoda pro posouzení regionální perfúze myokardu a vlivu příp. koronární stenózy na dodávku krve do srdečního svalu v příslušném povodí - v klidu a při fyzické nebo farmakologické zátěži. Může sloužit k odhalení ischemické choroby srdeční, její lokalizaci, rozsahu a stupně poškození myokardu, posouzení viability buněk myokardu.
Radiofarmaka:
Základním požadavkem je, aby se radioindikátor již při prvním průtoku účinně vychytával buňkami myokardu a byl v nich fixován (bez redistribuce) po dobu snímání scintigrafie. V tomto případě je zobrazované rozložení radiofarmaka v srdečním svalu úměrné "nabídce" - regionálnímu průtoku v koronárním řečišti. Tato distribuce ovšem závisí i na funkčním stavu kardiomyocytů: k hromadění radioindikátoru nedochází v oblastech, kde jsou srdeční buňky nekrotické (nebo jsou po infarktu nahrazeny pojivovou tkání). Distribuce radioindikátoru v myokardu je tedy proporcionální regionálnímu krevnímu průtoku myokardem a viabilitě myokardiálních buněk.
Dříve bylo používáno především thalium, ²⁰¹Tl-chlorid, jakožto analog draslíku. Vstupuje do myocytů přes buněčnou membránu většinou aktivním procesem Na/K ATP (adenosin-trifosfát) systémem, částečně i pasivní difuzí. ....Nevýhodou thalia je nízká energie X a gama záření, což způsobuje horší rozlišení a výraznou absorbci v tkáni; rovněž značnou radiační zátěž (k níž přispívají i hojně zastoupené Augerovy elektrony). Aplikuje se cca 100 MBq ²⁰¹Tl.
Pozn.: V blízké budoucnosti však lze možná očekávat částečnou "renezanci" thalia v souvislosti se zaváděním speciálních polovodičových CZK kamer v nukleární kardiologii. Tyto gamakamery mají vyšší detekční účinnost pro nízkoenergetické fotonové záření cca 73keV ²⁰¹Tl.
Nyní se pro scintigrafii perfuze myokardu a posouzení jeho viability převážně používají radioindikátory značené ^99mTc , které při nižší radiační zátěži poskytují podstatně kvalitnější obrazy. Jsou to především ^99mTc-isonitrily - nepolární lipofilní komplexy, které vstupují do buněk myokardu pasivním transportem a vážou se v jejich cytoplasmě či v mitochondriích. Radiofarmakum se akumuluje, v závislosti na prokrvení, ve zdravých viabilních buňkách, zatímco v buňkách poškozených (např. v důsledku ischemie), či dokonce odumřelých a nahrazených jizevnatou fibrózní tkání, k akumulaci nedochází. Distribuce radioindikátoru v jednotlivých místech myokardu je pak proporcionální regionálnímu krevnímu průtoku myokardem a viabilitě myokardiálních buněk.
Koncentrace těchto ^99mTc-isonitrilových radiofarmak v myocytech zůstává stabilní po několik hodin po i.v. aplikaci a zobrazuje tak okamžitou perfúzní situaci myokardu v době aplikace, např. při zátěži. Nejčastějším perfúzním radiofarmakem je ^99mTc-MIBI (2-methoxyisobutyl-isonitril) a ^99mTc-Tetrofosmin (difosfinový komplex) . Aplikuje se cca 500-800 MBq ^99mTc MIBI nebo tetrofosminu.
PET radiofarmaka pro perfúzní scintigrafii myokardu
Scintigrafie myokardu pomocí techniky pozitronové emisní tomografie (PET) se provádí poměrně zřídka. Jednak pro méně rozšířenou a nákladnou přístrojovou techniku PET, hlavně však pro obtížnou dostupnost vhodných pozitronových radionuklidů a radiofarmak (bylo diskutováno výše v §4.8., pasáž "Radionuklidy a radiofarmaka pro PET").
Nejjednodušším PET radioindikátorem perfúze je "značená voda", v níž je obyčejný kyslík ¹⁶O nahrazen pozitronovým radionuklidem ¹⁵O - tedy voda H₂¹⁵O. Po aplikaci prochází volnou difuzí přes kapiláry a buněčné membrány, takže distribuce radioaktivity, měřená pomocí PET, je úměrná průtoku krve. Vzhledem k vysoké koncentraci radioindikátoru v krevním oběhu však zobrazení myokardu není příliš kontrastní. Dalším perfúzním radioindikátorem je amoniak ¹³NH₃ značený dusíkem-13 . Díky vysoké první extrakci (80%) a lineárnímu vychytávání podle průtoku krve v myokardu poskytuje kvalitní snímky. PET scintigrafie s těmito krátkodobými radionuklidy ¹⁵O (T1/2 =2min.) a ¹³N (T1/2 =10min.) je vázána na centra disponující cyklotronem a používá se především pro výzkumné účely.
Poněkud častěji se pro scintigrafii perfuze myokardu metodou PET používá krátkodobý pozitronový radionuklid rubidium ⁸²Rb díky tomu, že jej na pracovištích lze získávat z ⁸²Sr/⁸²Rb generátoru. Aplikuje se ve formě chloridu ⁸²RbCl, chová se jako analog draslíku (podobně jako thalium ²⁰¹Tl zmíněné výše; ve srovnání s thaliem však rubidium-82 poskytuje kvalitnější scintigrafické obrazy při nižší radiační zátěži).
Nejčastější PET radiofarmakum fluor-deoxyglukóza ¹⁸FDG se sice používá především pro nádorové zobrazování, avšak jelikož se jedná o analog glukózy, vychytává se v myokardu v závislosti na perfuzi, ischemii a viabilitě (viz níže "Metabolické scintigrafie, zobrazení viability myokardu").
Provedení:
Vyšetření může být provedeno v klidu nebo v zátěži. Za klidových podmínek je distribuce krevního průtoku v myokardu většinou homogenní, menší nebo střední porucha perfuze se neprojeví. Pokud totiž není koronární stenóza větší než cca 90%, je klidový průtok myokardem dostatečný k zajištění normálního metabolismu myokardu; dostaneme normální perfúzní scintigram myokardu, navzdory příp. přítomnosti ischemické choroby srdeční. Poruchu perfuze myokardu i bez zátěže lze pozorovat pouze u závažného postižení koronárních arterií nebo po infarktu myokardu.
Diagnostická citlivost na poruchy perfúze se projeví teprve při vyšetření v zátěži, kdy se zvýší požadavky na dodávku kyslíku srdeční tkáni - na koronární prokrvení. Normární koronární arterie na to reagují vizodilatací a příslušným zvýšením koronárního průtoku, což se projeví zvýšenou koncentrací radioindikátoru při perfúzní scintigrafii. Patologicky zúžené koronární cévy však tohoto nejsou schopny (podle možnosti jsou i v klidu již dilatovány kompenzačními mechanismy), na jejich průtok má zátěž jen malý vliv. V povodí koronární tepny, postižené hemodynamicky významnou stenózou, se při zátěži projeví relativně nižší perfuze než v okolních částech myokardu - na scintigramu se toto místo zobrazí jako perfúzní defekt v myokardu, nebo alespoň jako snížení distribuce radiofarmaka.
Proto se i.v. aplikace radiofarmaka provádí při zátěži buď fyzické (většinou bicyklový ergometr), nebo farmakologické - aplikaci vasodilatačních preparátů (dipyridamol, adenosin, dobutamin)......
Vlastní scintigrafii provádíme asi za 10min. po aplikaci. Scintigrafické snímání se dříve, před zavedením tomografické scintigrafie SPECT, provádělo planárně (v projekci LAO 30°, 60°), avšak tomografická scintigrafie SPECT poskytuje lepší odlišení jednotlivých částí myokardu (výhody tomografické scintigrafie oproti planární byly diskutovány výše v §4.3 "Tomografická scintigrafie"). Nejčastěji se používá dvoudetektorová SPECT kamera *), jejíž detektory se nastaví do úhlu 90°. Snímá se cca 32-64 projekcí v celkovém úhlu 180° kolem pacienta - od pravé přední šikmé projekce RAO 45° do levé zadní šikmé projekce LPO 45°. Provádí se EKG-hradlovaný SPECT myokardu se synchronizací R-vlnou elektrokardiogramu, analogicky jak bylo popsáno výše u hradlované ventrikulografie, snímáme cca 500 cyklů.
*) Byly vyvinuty i jednoúčelové speciální typy kardiologických kamer optimalizovaných pro scintigrafii myokardu. Na některých pracovištích se pro SPECT myokardu začínají používat perspektivní polovodičové CZK kamery (§4.2., část "Nové a alternativní fyzikální a technické principy scintilačních kamer", pasáž "Polovodičové multidetektorové kamery", obr.4.2.10 vpravo). Při jejich použití stačí aplikovat méně než polovinu obvyklé aktivity, při současném snížení doby vyšetření.
Pokud je zátěžová perfúzní scintigrafie normální, klidovou scintigrafii již není třeba provádět.
Hodnocení:
Na tomografických obrazech koronárních, sagitálních a transverzálních řezů se myokard zobrazuje *) v podobě více či méně uzavřených "prstenců" nebo "rohlíčků" či "podkov", na nichž můžeme vizuálně hodnotit distribuci radioaktivity - posuzovat velikost, počet a lokalizaci příp. perfúzních defektů a hypoperfúzí.
*) Na obrazech vidíme zřetelně jen tlustší stěnu levé srdeční komory, nikoli tenší stěnu pravé komory.
Pro semikvantitativní hodnocení se často používá konstrukce tzv. polárních map (slangově "bull's eye"): koronární řezy kolmé na krátkou osu levé komory se transformují a sumují na sebe tak, že vytvářejí soustředné kruhové profily s hrotem uprostřed. Jas (či barva) vzniklé kruhové plochy se moduluje různou koncentrací radioindikátoru zobrazeného v sumaci jednotlivých vrstev. Tyto profily jsou uloženy jako soustředné prstence do nového kruhového obrazu. Získá se tím přehledná normalizovaná polární mapa rozložení aktivity ve stěně myokardu - mapa regionální perfuze myokardu (v polárních souřadnicích se středem v apexu), která se rozděluje na segmenty odpovídající povodím jednotlivých koronárních tepen (podle mezinárodních doporučení se používá 17 segmentů). Relativní hodnoty perfuze v jednotlivých segmentech se porovnávají s příslušnými hodnotmi u normálních pacientů, uloženými v normálové databázi. Získávají se tím relativní indexy - tzv. skóre, které pomáhají stanovit závažnost poruchy perfúze myokardu (a příp. odpovídající riziko).
Vizuální obrazy a polární mapy se hodnotí u scintigrafie v zátěži a v klidu. U EKG-hradlovaného SPECT myokardu můžeme vedle perfúze stanovit i ejekční frakci levé komory.

Vyhodnocení zátěžové+klidové scintigrafie
perfuze myokardu programem 4DM SPECT.
Pozorujeme výrazné snížení perfúze v
bazálním segmentu spodní stěny, částečně
reverzibilní (plyne ze srovnání polárních map
v klidu a zátěži).

(scintigrafické obrázky pořídil
MUDr. M.Havel, KNM FN Ostrava)

Metabolické scintigrafie, zobrazení viability myokardu
Samotná perfúzní scintigrafie (ukazující příp. místa hypoperfuze), ani analýza celkové a regionální kontraktilní systolické funkce (či dysfunkce), nemusí být schopna posoudit zachování životaschopnosti tkáně myokardu, který může být dočasně hybernován v důsledku hypoperfuze. Pro posouzení funkce a stavu vlastní tkáně myokardu, myokardiálních buněk, může být užitečné zobrazit metabolismus glukózy, mastných kyselin či aminokyselin. Využívá se k tomu příslušných biochemicky aktivních sloučenin značených radionuklidy, především pozitronovými izotopy biogenních prvků. Tyto zobrazovací metody mají schopnost samostatně (odděleně či simultánně) hodnotit průtok krve a metabolusmus. Mohou být tak rozpoznány oblasti myokardu se sníženým průtokem, ale zachovaným metabolismem - zde může být užitečné provést revaskularizaci.
V klinické praxi se používá PET vyšetření metabolismu glukózy v myokardu pomocí ¹⁸F-FDG (fluorodexyglukóza). Za normálních okolností dobře perfundovaného viabilního myokardu získávají myocyty potřebnou energii převážně beta-oxidací mastných kyselin. Při ischemii se však jako zdroj energie pro práci srdečních buněk začne významněji uplatňovat anerobní glykolýza. Po i.v. aplikaci se ¹⁸F-FDG zvýšeně akumuluje v ischemických, avšak viabilních, oblastech myokardu, zatímco v normálně perfundovaných oblastech se neakumuluje (neboť tam se glukóza k získávaní energie nepoužívá). V neviabilním či nekrotickém myokardu se FDG rovněž neakumuluje, protože tam metabolismus neprobíhá vůbec. Srovnáním mezi regionální prokrvením a metabolismem tak dostáváme informaci o normálním, hybernovaném a nekrotickém myokardu. V případě ischemických defektů se zachovanou viabilitou je užitečné provést revaskularizační oparaci, po které dochází k "oživení" těchto míst a často i ke zlepšení kontraktility myokardu a zvýšení celkové srdeční výkonnosti.
Především pro výzkumné a experimentální studie se pro posouzení metabolizmu používá zobrazení distribuce volných značených mastných kyselin jako jsou deriváty penta- a hexadekanové kyseliny BMIPP značené ¹²³I pro SPECT. Pro PET je to ¹¹C-palmitát pro metabolismus mastných kyselin a ¹¹C-acetát (který se začleňuje do Krebsova cyklu) pro oxidační metabolismus. ........
Receptorová scintigrafie myokardu
Šíření vzruchů v myokardu a regulace koronárního průtoku jsou dány funkcí sympatického nervového systému v srdci. Tato funkce zavisí m.j. na distribuci receptorů, především noradrenalinových receptorů. Distribuci těchto receptorů lze zobrazit pomocí ¹²³I značeného MIBG, který se na ně váže. ...........
Scintigrafie amyloidózy myokardu
Amyloidóza *) je systémové onemocnění, způsobené konformační změnou geometrické struktury některých původně rozpustných proteinů na nerozpustnou formu amyolidových fibril, které se mohou deponovat v intersticiálních oblastech různých tkání a orgánů - mozek, srdce, ledviny .... To může nepříznivě ovlivňovat jejich strukturu a fyziologické funkce. ..... ....
*) Tento zavádějící název (řec. amylon = škrob) vznikl z toho, že při barvení Lugolovým roztokem se choval podobně jako škrob. Později však biochemikové ukázali, že amyoloid má chemické složení proteinů.
Srdeční amyloidóza je způsobena depozicí nerozpustných proteinů ve fomě amiloidových fibril v mezibuněčných prostorách srdečního myokardu. Vede to ke ztlušťování srdeční stěny a zhoršení její kontraktility. Nejčastějšími typy srdeční amyloidózy je amyoloidóza transthyretinového řetězce (TTR) a lehkého řetězce (AL) proteinů. ......
Účel:
Je to neinvazivní metoda pro odhalení přítomnosti a závažnosti depozice nerozpustných amyolidních proteinů v myokardu, které by mohly být příčinou zhoršení srdeční funkce (kardiomyopatie). Umožňnuje odlišit TTR amyolidózu od jiných příčin ztluštění stěn srdeční komory (které je pozorované na echokardiografii).
Radiofarmaka:
Při planární a SPECT scintigrafii se zde používají osteotropní radiofarmaka, jako je ^99mTc-DPD (^99mTc-3,3-diphosphono-1,2-propanodikarboxylová kyselina), ^99mTc-pyrofosfát, nebo ^99mTc-HMDP (hydroxy-metylen-difosfonát) - viz §4.9.7 "Scintigrafie skeletu". Tato radiofarmaka se vychytávají nejen ve skeletu, ale i v extracelulárním prostoru v myokardu, zaplněném fibrilami amyolidních proteinů.
Při PET se používají radioindikátory ¹⁸F-florbetapir, ¹⁸F-florbetaben a ¹⁸F-flutemetamol.
Provedení:
Po i.v. aplikaci cca 200 MBq radioindikátoru se za zhruba 2 hod. provádí statická scintigrafie oblasti hrudníku v projekci AP. Může to být též součástí celotělové scintigrafie skeletu (srdeční amyolidóza se někdy může objevit i jako vedlejší nález při klasické celotělové scintigrafii skeletu). Pro detailnější posouzení anatomické korelace je vhodné pořídit i scintigrafii SPECT/CT hrudníku.
PET ....
Hodnocení:
Na scintigrafických obrazech hrudníku posuzujeme, jak rozdílně se radioofarmakum akumulovalo ve skeletu - v žeberních kostech - a v myokardu. Přítomnost a závažnost srdeční amyloidózy se zde často posuzuje pomocí empirického tzv. Peruginiho skóre :
Perugini score 0: Osteotropní radiofarmakum se vychytalo pouze ve skeletu, srdeční myokard se nezobrazuje. Scintigrafie zde nesvědčí pro srdeční amyloidózu.
Perugini score 1: Je přítomno vychytávání radiofarmaka v myokardu, ale menší než v kostech. Je to suspektní nález AL nebo TTR amyloidózy (pro potvrzení nebo vyvrácení je třeba použít použít endomyokardiální biopsii).
Perugini score 2: V myokardu se pozoruje stejné nebo větší vychytávání radiofarmaka než ve skeletu. Je to indicie pro TTR-amyolidózu.
Perugini score 3: Je přítomno výrazné vychytávání osteotropního radiofarmaka ve ztluštěném myokardu, s hodně oslabeným nebo chybějícím vychytáváním ve skeletu. Vysoce specificky to svědčí pro TTR-amyolidózu.
Zde jsou ukázky scintigrafických obrazů hrudníku pro různá skóre amyloidózy (jsou to starší planární obrázky s nižší kvalitou...) :

PET scintigrafie zatím neukázala výrazný pokrok vůči planární/SPECT scintigrafii. Avšak některé výsledky ukazují u PET s ¹⁸F-florbetaben, že snímky získané několik minut po aplikaci by mohly pomoci odlišit AL od TTR amyolidózy..?..

4.9.5. Plicní scintigrafie (nukleární pneumologie)
Plíce (lat. pulmo, řec. pneumo) jsou klíčovým dýchacím orgánem vyšších živočichů a člověka. Zajišťují výměnu plynů - zvláště kyslíku a oxidu uhličitého *), mezi krví a vzduchem. Pomocí řetězce [ventilace plicních alveol ® difuze plynů přes alveolokapilární membrány ® perfuze plic ® krevní oběh] se uskutečňuje transport kyslíku ze vzduchu k buňkám tkání a orgánů a odvod oxidu uhličitého z tkání do atmosféry.
*) Hlavním zdrojem energie pro buňky při metabolismu je oxidace (především glukózy), při níž vznikají "energetické" molekuly jako je ATP (adenosintrifosfát), "odpadními" produkty jsou především voda a oxid uhličitý. Pro fungování metabolismu je tedy zapotřebí výměny plynů - přísun kyslíku a odvod oxidu uhličitého. U vyšších organismů tato výměna plynů nestačí pasívní difuzí, ale uskutečňuje se aktivním dýcháním (respirací, ventilací) vzduchu z atmosféry plícemi (u ryb výměnou kyslíku z vody v žábrách).
Plíce mají houbovitou konzistenci, skládají se z více než 300 milionů plicních sklípků - alveol, což jsou drobné duté tenkostěnné váčky (o průměru kolem 150mm). Jejich stěna - alveolokapilární membrána - je tvořena jednou vrstvou tenkých buněk, pneumocytů I.typu (tloušťka stěny je asi 1mm). Celková plocha alveolokapilární membrány činí asi 60m². Ve stěně alveol jsou i tlustší pneumocyty II.typu, které produkují látky snižující povrchové napětí (surfaltant) a makrofágy, které fagocytují prach a cizorodé částice.
Dýchací plyny difundují přes membránu alveol ve směru gradientů tlakových a koncentračních; závisí na parciálním tlaku těchto plynů ve vdechovaném vzduchu a v neokysličené krvi proudící v kapilárách kolem alveol. Kyslík má v odkysličené krvi nižší parciální tlak a proto přechází přes membránu z alveol do krve. Oxid uhličitý má ve venózní krvi naopak vyšší parciální tlak a proto přechází z kapilár přes membránu do vzduchu v dutinách alveol, odkud je vydýchán.
Anatomicky jsou plíce párovým orgánem - levá a pravá plíce. Jsou rozčleněné na laloky (3 laloky má pravá plíce, 2 laloky má levá). Laloky jsou dále rozděleny na bronchopulmonální segmenty, z nichž každý má vlastní přívod vzduchu i krve.
Vzduch je do plic přiváděn (a odváděn) průduškami (bronchy), což jsou trubice s chrupavkovými stěnami, které se uvnitř plic mnohonásobně větví do čím dál jemnějších trubic, až k alveolám. Proudění vzduchu v plících - plicní ventilace - se uskutečňuje střídavým nádechem (inspirium) a výdechem (expirium). Při nádechu se stahem mezižeberních svalů a bránice zvětší objem hrudní dutiny a vlivem podtlaku se do plic nasaje dýchacími cestami nový vzduch. Při výdechu se pasivním tlakem při smrštění hrudníku použitý vzduch vyfukuje dýchacími cestami ven do atmosféry.
Krevní oběh plic - plicní perfúze - začíná plícnicí (arteria pulmonalis), tepnou vycházející z pravé srdeční komory a přivádějící neokysličenou krev. V plicích se mnohonásobně větví až na kapiláry, které obklopují alveoly. Zde dochází k difuzi kyslíku do krve a oxidu uhličitého do alveol. Cévy nesoucí okysličenou krev se spojují v plicní žíly, které ústí do levé srdeční předsíně. Odtud pak levá komora tlačí okysličenou krev přes aortu do krevního oběhu, čímž je rozváděna po celém těle. Odkysličená krev, která je zároveň obohacená oxidem uhličitým, se pak žilním systémem vede do pravé srdeční síně, odkud ji pravá komora vrací do plic k dalšímu okysličení a zbavení CO₂ - malý srdeční oběh (plicní, kardiopulmonální), pokračující do levé síně. Okysličená krev je pak levou komorou čerpána do velkého krevního oběhu - systémového. Plicním oběhem protéká za normálních okolností téměř stejné množství krve jako systémovým oběhem, avšak pod nižším tlakem.
Patologie plic a respiračního systému :
Plicní edém ("rozedma") jako důsledek plicní hypertzenze, zvýšeného tlaku v malém oběhu, selhávání levé komory, .........
Plicní embolizace představuje ucpání cév plicního řečiště v důsledku trombózy z žilního systému nebo pravého srdce. Vede k hypoperfuzi nebo aperfuzi určitých částí plic. Náhlé ucpání středních plicních větví se označuje jako plicní infarkt.
Bronchiální astma - spasmus a konstrikce bronchů spojená s dušností ........
Pneumokonióza je porucha ventilace způsobená fibrózou v důsledku dlouhodobého vdechování prachu, např. křemičitého (silikóza), lidově se jí říká "zaprášení plic". ..............
Zánětlivá a infekční onemocnění, tuberrkulóza ...........
Nádorová onemocnění - primární karcinom plic, metastázy jiných nádorů do plic ..............
Pro správné fungování dýchacího systému musejí být splněny tři základní podmínky: 1. Dobrá plicní perfuze; 2. Dobrá ventilace plicních alveol; 3. Správná funkce alveolární membrány. Na diagnostiku těchto složek dýchacího systému se zaměřují i metody nukleární medicíny.

Scintigrafie plicní perfúze
Účel:
Zobrazení distribuce kapilární perfuze v plicním parenchymu, odhalení regionálních perfúzních defektů v důsledku embolizace nebo jiných postižení plicního arteriálního řečiště (útlaku zánětlivým či nádorovým ložiskem, pleurálním výpotkem, .....).
Radiofarmaka:
^99mTc-MAA (značený makroagregát albuminu, nebo albuminové mikrosféry).
Provedení:
Po i.v. aplikaci cca 200 MBq radioindikátoru se provádí statická scintigrafie oblasti plic ve 4-6 projekcích, z nichž nejdůležitější je PA a AP projekce.
Hodnocení:
Na obrazech vizuálně hodnotíme homogenitu distribuce radioindikátoru v plicních křídlech a příp. lokální či segmentární defekty, které by svědčily o hypoperfuzi v důsledku především embolizace. Lze provádět i regionální kvantifikaci relativní perfúze jednotlivých částí a segmentů plic.

Scintigrafie plicní ventilace
Účel:
Zobrazení distribuce alveolární ventilace plicního parenchymu, odhalení regionálních defektů ventilace pro poruchu průchodnosti periferních dýchacích cest - v důsledku koniózy nebo jiných postižení. Může též sloužit pro posouzení podílu funkce jednotlivých částí plic na celkové dýchací funkci (při rozhodování o operačním výkonu).
Radiofarmaka:
- Inertní radioaktivní plyny: krypton ^81mKr, xenon ¹³³Xe;
- Radioaktivní aerosoly značené ^99mTc.
Provedení:
Scintigrafické vyšetření plicní ventilace se může provádět dvojím způsobem:
- Vdechování radioaktivního aerosolu
Před scintigrafickým vyšetřením plicní ventilace pacient dýchá cca 10 min. vzduch s aerosolem ^99mTc-DTPA (aktivita v nebulizátoru cca 1000 MBq), jehož částečky se zachycují v alveolách. Pak střádáme pod kamerou statické obrazy plic v jednotlivých projekcích.
- Vdechování radioaktivního plynu
Ventilační scintigrafie plic se výhodněji provádí při vdechování radioaktivního inertního plynu - kryptonu ^81mKr (aktivita v generátoru cca 5 GBq), nebo xenonu ¹³³Xe (pokud je k dispozici příslušná dýchací aparatura, viz níže), při současném scintigrafickém snímání.
^81mKr se získává z generátoru ⁸¹Rb/^81mKr. Princip tohoto generátoru je v levé části obr.... Mateřské rubidium ⁸¹Rb je fixováno v pevné fázi v malé kolonce, přes kterou se pomocí ventilátoru (vzduchového čerpadla s regulovatelným výkonem) vede proud elučního vzduchu. Radioaktivním rozpadem rubidia-81 průběžně uvolňovaný dceřinný plynný krypton ^81mKr je unášený procházejícím vzduchem a vedený do dýchací masky, z níž pacient vdechuje směs vzduchu a radioaktivního ^81mKr. Do obvodu dýchací masky jsou zařazeny jednocestné ventily, dále je předřazen směšovací ventil vnějšího vzduchu pro zajištění volného dýchání. Vydechovaný vzduch se vede do vymírací nádoby (objemu cca 30 litrů), z níž vzhledem k velmi krátkému poločasu rozpadu ^81mKr vychází již prakticky neradioaktivní vzduch.
Při tomto vyšetření plicní ventilace se vdechovaný vzduch se stopovým obsahem radioaktivního ^81mKr dostává do plicních alveol, přičemž emitované záření gama 191keV je snímáno gamakamerou. Na scintigrafickém obraze místa se sníženou aktivitou ukazují oblasti plic se zhoršenou ventilací, kam se krypton-81m, a tím pádem ani vzduch, nedostává (buď vůbec, nebo sníženě).

Obr.... Generátor ⁸¹Rb/^81mKr pro scintigrafii plicní ventilace.
Vlevo: Princip činnosti generátoru. Uprostřed: Jedno z konstrukčních uspořádání Rb-Kr generátoru. Vpravo: Rozpadové schéma ⁸¹Rb a ^81mKr; v černém poli je scintilační spektrum záření gama ^81mKr..

Hodnocení:
Na obrazech vizuálně hodnotíme homogenitu distribuce radioindikátoru v plicních křídlech a příp. defekty, které by svědčily o poruchách ventilace v důsledku např. koniózy. Lze provádět i regionální kvantifikaci relativní ventilace jednotlivých částí a segmentů plic.
Dynamická ventilační scintigrafie plic
je poměrně komplexní metodou pro analýzu dýchací funkce plic. Dýchání pacienta je napojeno na uzavřený okruh spirometru, do něhož se aplikuje cca 300 MBq ¹³³Xe a současně se snímá dynamická scintigrafie plic v projekci PA.
Podrobnější popis provedení a vyhodnocení dynamické ventilační scintigrafie je v §3.11b "Dynamická scintigrafie plic (ventilace 133-Xenon)" knihy OSTNUCLINE. Pro značnou složitost a intrumentální náročnost metody, jakož i obtížnou dostupnost ¹³³Xe, se dynamická ventilační scintigrafie již prakticky neprovádí.

Kombinovaná perfúzní+ventilační plicní scintigrafie
Pro komplexnější posouzení a diferenciální diagnostiku plicních patologií je užitečné porovnávat perfúzní i ventilační statickou scintigrafii a korelovat sobě odpovídající obrazy v jednotlivých projekcích. Vedle samostatné plicní perfuze (s ^99mTc MAA) a samostatné plicní ventilace (s ^99mTc-aerosolem, či s plynným ^81mKr) se tedy často provádí i simultánní kombinovaná perfuzní+ventilační scintigrafie - aplikace ^99mTc-MAA a pak střídavé vdechování ^81mKr, při současné scintigrafii (s okénkem analyzátoru nastaveným střídavě na 140keV ^99mTc a 190keV ^81mKr). Všechny tyto scintigrafie se provádějí v řadě různých projekcí - základní jsou AP a PA, dále šikmé LPO, RPO, někdy i bočné LL, RR. Vzniklé scintigrafické studie pak mají 4, 6, 8, či 12 obrazů.

Počítačové vyhodnocení multistatické scintigrafie kombinované plicní perfuze a ventilace

Vizuální hodnocení : Při hodnocení scintigrafických obrazů ventilace plic ve všech projekcích pozorujeme homogenní distribuci radioindikátoru v obou plicních křídlech - bez defektu. Na scintigrafických obrazech perfuze plic pozorujeme nehomogenní distribuci radioindikátoru v obou plicních křídlech s několika okrsky hypoperfuze, bez segmentárních defektů Z á v ě r : Normální ventilační scintigramy plic, několik okrsků hypoperfuze v obou plicních křídlech. Prakticky symetrická relativní perfuze i ventilace levé a pravé plíce. Oproti vyšetření před 2 měsíci je patrná výrazná regrese plicních poruch.

4.9.6 Scintigrafická diagnostika v onkologii. Scintigrafie zánětů.
Zobrazení nádorové tkáně je jedním z nejdůležitějších úkolů scintigrafické diagnostiky. Slouží jednak pro primární nádorovou diagnostiku (v kombinaci s ostatními zobrazovacími metodami), pomáhá v plánování radioterapie, umožňuje posuzovat odezvu na léčbu a úspěšnost terapie, při dlouhodobějším sledování pomáhá včas zjistit příp. recidivu nádorového onemocnění. Tyto jednotlivé aspekty jsou diskutovány v §3.6 "Radioterapie", část "Diagnostika nádorových onemocnění". Ve scintigrafické nádorové diagnostice můžeme použít následující možnosti :
-Zobrazení nádoru jako defektu ve funkční tkáni
po aplikaci radiofarmak, která se fyziologicky akumulují ve zdravé funkční tkáni, avšak v nádorové tkáni se zachycují málo nebo vůbec. Na scintigramu se pak zobrazí jako "studená léze" (fotopenická ložiska). Je to metoda nespecifická (nedá se rozhodnout zda příslušný defekt je způsoben maligní nebo benigní strukturou) a je poměrně málo citlivá (studedné léze jsou zobrazovány s menším kontrastem a hůře se na obrazech rozpoznávají než "horká" ložiska). Může se sekundárně uplatnit při scintigrafie jater či ledvin. U scintigrafie plic můžeme pozorovat lokální snížení nebo výpadky porfuze či ventilace v důsledku utlačování cév a bronchů plicními nádory a metastázami. U scintigrafie štítné žlázy funkční parenchym dobře vychytává radioisotopy jódu a ^99mTechnecistan, zatímco maligní nádory a benigní afunkční adenomy se zobrazují jako "studené" ložiskové defekty na pozadí parenchymu (viz scintigrafické obrázky v §4.9.1 "Thyreologická diagnostika").
-Scintigrafie metabolické aktivity nádorů
zobrazující změněný (většinou zvýšený) metabolismus nádorových buněk, nebo nádorovým procesem indukovaný metabolismus tkání v těsném okolí nádorů. Klasické je zobrazování štítné žlázy a jejích nádorů na základě metabolického vychytávání radiojódu ^131/123I (§4.9.1 "Thyreologická radionuklidová diagnostika"). Pro gamagrafické zobrazení metabolické aktivity jiných nádorů se v současné době nejčastěji používá PET zobrazení distribuce ¹⁸F- fluor-deoxyglukózy (FDG), nebo ¹⁸F- 3-fluoro-3-deoxy-thymidinu (FLT), či ¹⁸F- fluorocholinu. FDG se vychytává ve viabilních nádorových buňkách a na rozdíl od glukózy z buněk nevystupuje, takže poskytuje kontrastní obrazy viabilních a proliferujících nádorových lézí. PET zobrazení pomocí ¹⁸F-FDG je velmi přínosné v hematoonkologii při diagnostice lymfomů a mnohočetných myelomů. Semikvantitastivní posouzení metabolické aktivity zobrazených ložisek se často provádí pomocí hodnoty SUV (definované a diskutované výše v §4.1, části "Kvalita scintigrafického obrazu - detekovatelnost lézí", pasáž "Kvantifikace pozitivních lézí na gamagrafických obrazech - SUV"). PET scintigrafii je vhodné provést v hybridní kombinaci s rentgenovým CT zobrazením pro získání anatomických obrazů v korelaci se scintigraficky zobrazenými tumory. Zvýšená kumulace FDG však není specifická jen pro nádory, může být i v zánětlivých ložiscích (viz níže "Scintigrafie zánětů").

Příklad scintigrafie PET/CT s ¹⁸FDG u pacienta s lymfomem.
Na PET obrazech jsou patrná vícečetná ložiska zvýšeného metabolismu glukózy v lymfatických uzlinách krku, axily vlevo, mediastina, retroperitonea, pánve a třísla, svědčící pro viabilní nádorovou neoplazii.
Fyziologicky se 18-FDG deponuje v mozku, v dutém systému ledvin, močovém měchýři, lehce difúzně v játrech a ve slezině, variabilní bývá akumulace v myokardu
Na transverzálním řezu je separátně zobrazeno výrazné ložisko v oblasti nadkličku (vyznačeno šipkami) pro posouzení metabolické akumulace pomocí hodnoty SUV [g/ml.]:
SUVmax ložiska v nadkličku je 11,5 , při referenčním SUVmax jater 2,9 a mediastina 1,4 .

( PET/CT obrazy pořídil
MUDr. Martin Havel, Ph.D.,
vedoucí pracoviště PET/CT
KNM FN Ostrava )

.-Zobrazení nespecifické vazby radioindikátoru na nádory
Některá radiofarmaka vykazují zvýšené vychytávání v nádorech a metastázách, přičemž mechanismy těchto vychytávání nejsou dostatečně známé a nejsou specifické pro daný druh nádoru. Na vyšší akumulaci se může podílet zvýšená proliferační a metabolická aktivita nádorových buněk, nebo zvýšená permeabilita kapilár nádorové neoangiogeneze. Takovým radiofarmakem je ⁶⁷Ga-citrát, který jeví zvýšené vychytávání ve viabilních nádorových tkáních lymfomů, melanomů, karcinomu plic a při odhalování jejich metastáz. Akumuluje se však i v zánětlivých lézích (viz níže "Scintigrafie zánětlivých ložisek").
Velmi důležitou metodou nádorové diagnostiky je scintigrafie skeletu (viz níže §4.9.7.) pomocí osteotropních radiofarmak, která umožňuje velmi časné odhalení metastáz ve skeletu.
-Scintigrafie speciálních receptorů nádorů
Některé nádory obsahují na buněčných membránách nebo v cytoplasmě specifické receptory, především pro peptidy. Pomocí těchto radioaktivně značených peptidů lze scintigraficky zobrazit koncentraci jejich receptorů a tím příslušné nádorové ložisko. Využívá se zde např. zobrazení somatostatinových receptorů u neuroendrokrinních nádorů, dále karcinomů plic, medulární karcinom štítné žlázy, karcinoid, ... Používají se nejčastěji radifarmaka ¹¹¹In-pentetreoid a ^99mTc-depreotid, nebo DOTA preparáty značené ⁶⁸Ga (PET gamagrafie). Pro diagnostiku nádorů prostaty se používají značené ligandy prostatického specifického membránového antigenu PSMA - ⁶⁸Ga-PSMA-11, nejnověji ¹⁸F-PSMA-1007, v teranostické kombinací s radionuklidovou terapií (kap.3.6, část "Biologicky cílená radionuklidová terapie", pasáž "Karcinom prostaty"). Pro diagnostiku hormonálně závislé ca prsu se ojediněle používají estrogeny (jako je estradiol) značené ¹⁸F nebo ¹²³I.
-Imunoscintigrafie
je založená na vysoce specifickém charakteru imunologických reakcí antigen-protilátka. Monoklonální protilátka (§3.6, pasáž "Monoklonální protilátky"), označená vhodným radionuklidem, se po aplikaci selektivně naváže na příslušný nádorový marker (antigen), načež scintigrafií můžeme zobrazit příslušný nádor. ........scintigraf. obrázky........
................ Podrobněji "Diagnostika nádorových onemocnění".....

Scintimamografie
Nejčastěji používanou (screeningovou) metodou nádorové diagnostiky prsu je rentgenová mamografie (popsaná v §3.2, pasáž "RTG mamografie"). Pokud je pomocí mamografie nebo jiné klinické metody nalezen v prsu neurčitý patologický útvar, může být užitečné provést scintigrafické vyšetření k upřesnění jeho benigní či maligní povahy. V benigním případě se tím mohou ušetřit zbytečné biopsie či chirurgické excize.
Statická scintigrafie prsů - scintimamografie či mamoscintigrafie - slouží k diagnostice nádorových procesů v oblasti prsů a axilárních uzlin, s možností odlišit maligní a benigní léze prsu. Používají se radiofarmaka ^99mTc-tetrofosmin nebo ^99mTc-MIBI, které se vážou do mitochondrií. Po i.v. aplikaci se provádí planární snímání v levé, pravé a AP projekci, příp. se provede i zobrazení SPECT.
Tato jednoduchá statická scintigrafie se hodnotí vizuálním posouzením distribuce radioindikátoru za účelem odhalení příp. nehomogenit a ložisek zvýšené koncentrace radioindikátoru, které by svědčily pro malignitu.
................... obrázek ................
V dignostice karcinomu prsu se využívá i pozitronová emisní tomografie PET s použitím vhodných nádorově akumulujících radiofarmak (většinou ¹⁸FDG, příp. FLT). Speciálně pro mamoscintigrafii byly vyvinty jednoúčelové přístroje PEM-pozitronová emisní mamografie, popsané výše v pasáži "Pozitronová emisní mamografie (PEM)", které se používají v některých velkých onkologických centrech.
Sledování nežádoucích účinků radioterapie a chemoterapie
Scintigrafická diagnostika může být užitečná i při monitorování funkce zdravých tkání a orgánů v souvislosti s onkologickou léčbou. Radioterapie působí nejen na cílovou nádorovou tkáň, ale může nepříznivě ovlivňovat orgány nacházející se v ozařované oblasti - radiotoxicita. Systémová chemoterapie má nežádoucí účinky na řadu tkání a orgánů - chemotoxicita. Pro nekomplikovaný průběh onkologické léčby je užitečné monitorovat funkci kritických tkání a orgánů během terapie a po terapii. K tomu může přispívat i scintigrafická diagnostika jako je radionuklidová ventrikulografie, perfuze myokardu, dynamická scintigrafie ledvin.
Scintigrafie zánětlivých ložisek
Vedle nádorových lézí se scintigrafie uplatňuje i v diagnostice zánětlivých ložisek. Aktivní zánět je doprovázen hyperémií, zvýšeným metabolickým obratem, zmnožením extracelulární tekutiny a migrací leukocytů do místa zánětu. Při scintigrafii zánětlivých ložisek se využívá několik postupů :
-Scintigrafie pomocí ⁶⁷Ga-citrátu, který se po i.v. aplikaci nejdříve naváže na cirkulující transferin v plasmě. Vlivem hyperemie a zvýšené permeability kapilár proniká v zánětlivém ložisku galium navázané na transportní bílkovinu do extravaskulárního prostoru a pak je vázáno na laktoferin a nitrobuněčně vychytáváno v lysosomech neutrofilních leukocytů. Galium-citrát se však vychytává i v některých nádorech (jak bylo výše zmíněno).
-Scintigrafie po aplikaci autologních leukocytů in vitro značených ^99mTc-exametazimem, HMPAO, nebo ¹¹¹In-oxinem, které pak migrují a zvýšeně se koncentrují v ložiscích zánětu.
-Scintigrafie pomocí in vivo značených antigranulocytárních monoklonálních protilátek, jako jsou ^99mTc-sulesomab a ^99mTc-besilesomab, které se vážou na leukocyty. Leukocyty, včetně takto značených, se ve zvýšené míře koncentrují v místě probíhajícího zánětu. U těchto monoklonálních protilátek myšího původu může při opakované aplikaci vzniknout riziko nežádoucí imunogenicity, která by vedla k falešně negativním výsledkům (imunitní anafylaktické reakce jsou u diagnostického použití málo pravděpodobné vzhledem k nepatrným stopovým množstvím aplikované látky, na rozdíl od terapeutických aplikací) - je diskutováno v §3.6, pasáž "Monoklonální protilátky").

- Scintigrafie pomocí značených anologů somatostatinu jako je ¹¹¹In-pentetreoid a ^99mTc-depreotid. Vážou se na struktury obsahující somatostatinové receptory - u zánětů jsou to lymfocyty a makrofágy. Jinak se samozřejmě kumulují i v některých nádorech (především neuroendokrinních).
-PET scintigrafie po aplikaci ¹⁸F-fluorodeoxyglukózy (FDG), která se kumuluje v zánětech v důsledku zvýšeného metabolického obratu glukózy, který zánět doprovází. FDG se však vychytává i ve viabilních nádorech - což je hlavní použití FDG.
-3-fázová scintigrafie skeletu u muskuloskeletálních zánětů, zobrazující m.j. regionální hyperemii doprovázející osteomyelitidu - infekční hnisavý zánět kosti a kostní dřeně (viz níže pasáž "Dynamická (3-fázová) scintigrafie skeletu" v §4.9.7).

4.9.7. Scintigrafie skeletu
Kosterní systém - skelet - slouží především jako mechanická opora a vyztužení organismu. Ve spojení se svaly, které jsou pomocí šlach ke kostem připojeny, též zprostředkovává pohybovou aktivitu organismu. Vedle toho některé kosti ve svých dutinách - kostní dřeni - poskytují prostor pro tkáně krvetvorby. Kost se skládá z buněk osteoblastů, osteocytů, osteoklastů, vláknité a amorfní mezibuněčné hmoty.
Osteoblasty jsou buňky zhruba krychlového tvaru s četnými výběžky, kterými jsou vzájemně v kontaktu. V organelách osteoblastů se realizuje látková výměna kosti. Osteoblasty produkují kolagenní vlákna a amorfní (proteoglykanovou) mezibuněčnou hmotu. Produkují též enzymy alkalické fosfatázy, které způsobují mineralizaci kostní tkáně. Osteoblasty jsou v kosti přítomny především tam, kde dochází k tvorbě či přestavbě kostní tkáně. Během vývoje osteoblasty postupně ztrácejí svoje organely a výběžky a mění se na protáhlé osteocyty.
Osteoklasty jsou "bourací" buňky větší velikosti, které svou produkcí kyselé fosfatázy a kolagenázy uvolňují kostní minerály a rozrušují strukturu kostní hmoty. Tím uvolňují prostor pro novou tvorbu kosti - napomáhají růstovým pochodům a remodelaci kosti.
Mezibuněčná kostní hmota je tvořena svazky kolagenových vláken stmelených amorfní proteoglykanovou hmotou, která je v hotové kostní tkáni mineralizována. Minerální složka je tvořena mikroskopickými krystalky fosforečnanu vápenatého - hydroxyapatitu, jehož jehličky jsou vázány na kolagenní vlákna. Právě tato mineralizace přispívá k pevnosti a tvrdosti kosti.
Celkově se kost skládá průměrně z 60% minerálů, 28% organických látek (z toho asi 4% tuku) a 12% vody. Snížený obsah minerální složky vede k porézní a méně pevné kosti - k tzv. osteoporóze.
Patologie skeletu
Nejčastějšími poruchami jsou zde zlomeniny -fraktury, vznikající mechanickou silou převyšující mechanickou pevnost kosti (v případě předchozího poškození kosti, např. osteoporózou, může být patologická zlomenina vyvolána i malou silou).
Zánětlivá onemocnění kosti - osteomyelitida .... Degenerativní postižení kostí ....
Nádorové změny kostí mohou být primární, vycházející z kostní tkáně - osteosarkom, chondrosarkom, velkobuněčný osteoblastom. Častější jsou však sekundární nádory - metastázy jiných nádorů do skeletu; nejčastěji ca prsu nebo prostaty.
Scintigrafická diagnostika skeletu se zaměřuje především na odhalování patologických stavů souvisejících se změnami kostního metabolismu. Má to význam obzvláště v nádorové diagnostice při včasném zjišťování příp. metastatické infiltrace do skeletu a při zánětlivých a degenerativních onemocněních kostí.

Statická scintigrafie skeletu
Účel:
Jedná se o funkční vyšetření, které zobrazuje distribuci a změny v metabolismu kostní tkáně a rozložení kostní přestavby za účelem odhalení patologických procesů nádorových, zánětlivých či degenerativních.
Radiofarmaka:
Jako osteotropní radiofarmaka se pro jednofotonovou scintigrafii (planární, SPECT) používají značené fosfátové komplexy, které se vážou především na povrch krystalků hydroxiapatitu, částečně též na kalciumfosfát. Nejčastěji používaným je ^99mTc-MDP (metylendifosfonát), příp. ^99mTc-HDP (hydroxymetylendifosfonát - oxidronát). Pro zobrazení metodou PET se používá ¹⁸F-fluorid sodný (NaF), který reaguje s hydroxiapatitem a ve formě vzniklého fluoroapatitu se zabudovává do minerální kostní složky.
Provedení:
Po i.v. aplikaci cca 500-800 MBq ^99mTc-MDP se radiofarmakum pozvolna akumuluje v metabolicky funkčních kostech, v závislosti na regionálním prokrvení a osteoblastické aktivitě kostní tkáně. Scintigrafické zobrazení se provádí za asi 2-4 hodiny po aplikaci (kdy v krevním řečišti již přetrvává jen cca 5-3% podané aktivity, takže můžeme zístat dostatečně kontrastní obraz skeletu s nízkým tělovým pozadím). Při použití ¹⁸F-fluoridu se aplikuje cca 100-300 MBq a PET zobrazení se provádí již za 1 hodinu po injekci (fluorid má rychlejší absorbci v kostech a rychlejší odbourávání nenavázaného radioindikátoru z krve). Před vyšetřením se pacient vymočí, aby nahromaděná aktivita v močovém měchýři nepřezařovala obraz pánevních kostí. Snímají se planární obrazy buď jednotlivých částí skeletu ve vhodných projekcích - cílená scintigrafie, nebo lépe je pořídit nejprve celotělovou planární scintigrafii v projekci PA a AP s klouzavým posunem lehátka s pacientem pod kamerou. Planární scintigrafie může být doplněna o emisní tomografii SPECT "pozřelých" míst. Při použití ¹⁸F-fluoridu se samozřejmě provádí snímání PET. Pro přesnější přiřazení zobrazených patologických lézí k anatomickým strukturám je vhodné provést i rtg zobrazení CT s fúzí obrazů SPECT/CT nebo PET/CT na hybridních přístrojích; umožňuje to pak upřesnění prostorové lokalizace aktivních ložisek, zda se léze opravdu nachází ve skeletu a jak příp. zasahuje mimo kost.
Hodnocení:
Zobrazené rozložení radiofarmaka ve skeletu není rovnoměrné, ale je dáno regionální vaskularizací a intenzitou osteogeneze kostní tkáně. V místech s intenzívnějším metabolismem je vyšší akumulace radiofarmaka. Fyziologicky jsou to místa s rostoucí kostí u dětí, obnova kostní tkáně po fraktuře, .......
Patologické změny ve skeletu se obvykle projevují lokálně zvýšenou akumulací radiofarmaka - "horká ložiska" osteoblastická, méně často sníženou akumulací ("studené léze" - osteolytické procesy bez okolní osteoblastické reakce). Příznakem patologie též může být celkové difuzní zvýšení vychytávání radiofarmaka u metabolických kostních onemocnění, postižení kostní dřeně, či při generalizované masivní nádorové infiltraci - tzv. "superscan", nadměrně intenzívní a kontrastní zobrazení skeletu. Patologický nález na skeletu nedává přímou informaci o etiologii zvýšené osteoblastické aktivity. Může to být zánět, poúrazové změny, tumory.
Hlavní význam scintigrafie skeletu je však časné odhalení nádorových postižení skeletu - primárních, ale především kostních metastáz. Tato místa, chovající se jako osteoblastické léze, se zobrazují jako výrazná ložiska (solitární i vícečetná) zvýšené akumulace osteotropních radiofarmak. ...........

Normální celotělový scintigram skeletu Mnohočetné metastázy (ca prsu) do skeletu

Hodnocení scintigrafie skeletu je v zásadě vizuální, ale lze provádět i kvantitativní analýzu vychytávání radioindikátoru ve vybraných osteoblastických ložiscích (vyjadřuje se např. jako SUV -Standardized Uptake Value) a na základě toho hodnotit vývoj onemocnění a odezvu na léčbu. Postup počítačového vyhodnocení statické scintigrafie skeletu je popsán v §3.12 "Statická scintigrafie skeletu" knihy "OSTNUCLINE".

Dynamická (3-fázová) scintigrafie skeletu
Účel:
Je to kombinace dynamické a statické scintigrafie vybrané oblasti skeletu. Slouží k posouzení perfúze kostí a okolních tkání, k posouzení regionální hyperemie v důsledku osteomyelitidy, kostních traumat, artritidy, kostních nádorů, zánětlivých postižení okolních tkání. ....
Provedení:
Po rychlé i.v. aplikaci osteotropního radiofarmaka ^99mTc-MDP se okamžitě spustí dynamická scintigrafie vyšetřované oblasti. Scintigrafie se provádí ve 3 fázích:
1. Perfúzní (angiografická) fáze ("flow") snímá regionální prokrvení sledované části skeletu a okolních tkání, 2sec./snímek po dobu cca 5 minut.
2. Tkáňová fáze "blood pool" zachycující přechod radiofarmaka s krevních cest ("blood poolu") do extracelulárního prostoru měkkých tkání a kostí. Snímáme asi 10 snímků po 30 sec.
3. Skeletální pozdní fáze je běžný statický scintigram po 2-3 hodinách, stejný jako u shora popsané statické scintigrafie skeletu.
Hodnocení:
........................
Postup počítačového vyhodnocení dynamické 3-fázové scintigrafie skeletu je popsán v §3.13 "Dynamická (3-fázová) scintigrafie skeletu" knihy "OSTNUCLINE".

Počítačové vyhodnocení dynamické 3-fázové scintigrafie skeletu

Vizuální hodnocení : Po intravenózní aplikaci 99m-Tc-difosfonátu pozorujeme v dynamické fázi nejprve dobrou a symetrickou perfuzi stehenních oblastí, levé koleno a tibie vykazuje vykazuje zvýšenou perfuzi s ložisky (patrně peristatické) hyperemie. V dalším průběhu ve skeletní fázi pak pozorujeme ložiska zvýšené akumulace radioindikátoru v hlavičce levé fibuly, v med. kondylu levé tibie a v later. části kolenního kloubu. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních scintigramů a kvantitativní analýza křivek svědčí pro zvýšenou perfuzi v oblasti levého kolena s ložisky hyperemie a zvýšené akumulace radioindikátoru, ukazující na možnost zánětlivého procesu v okolí levého kolena výše uvedené lokalizace.

4.9.8 Scintigrafická diagnostika v neurologii - CNS
Centrální nervová soustava (CNS) obratlovců se skládá z mozku a páteřní míchy. Mozek (encephalon) je ústřední řídící orgán nervové soustavy všech vyšších živočichů a člověka. Řídí a kontroluje většinu tělesných funkcí, jakož i vnímání, myšlení, paměť, emocionální a kognitivní funkce. U člověka má mozek objem asi 1500cm³ a váží v průměru 1350gramů. Velmi složité procesy v mozku, jakožto ústředním orgánu centrální nervové soustavy, probíhají na několika úrovních. V mozku se vyskytují především dvě základní skupiny buněk - neurony a glie.
Neurony, nervové buňky, jsou základními funkčními jednotkami nervové tkáně. Jsou to vysoce specializované, plně diferencované efektorové buňky, které přijímají, přenášejí a zpracovávají speciální chemicko-elektrické signály (informace), což umožňuje organismu reagovat na vnější podněty. Ze základní buňky - těla neuronu (obsahuje jádro) - vycházejí četné výběžky, tzv. dendrity (kratší výběžky které jsou dostředivé, přenášejí vzruchy do neuronu) a axony (dlouhé výběžky které jsou odstředivé, slouží k přenosu vzruchů ven z neuronu). V membráně neuronů je velké množství iontových kanálků řízených chemicky a signálních kanálků řízených elektro-chemicky. Jednotlivé neutrony jsou pomocí synapsí vzájemně funkčně pospojovány do složitých neuronových sítí.
   Synaptická spojení neuronů, sloužící k předávání vzruchů, se uskutečňují mezi nervovými zakončeními jednoho neuronu a vstupní membránou dalšího neuronu. Synapse mají část presynaptickou, synaptickou štěrbinu a část postsynaptickou. Vzruch, který vznikne podrážděním neuronu, se nejprve šíří po axonu ve formě elektrického náboje. Ze synaptických váčků v nervovém zakončení - terminálu - se vlivem elektrického signálu z příslušných prekurzorů vyloučí speciální chemická látka - neurotransmiter (nervový mediátor), která způsobí vznik synaptického potenciálu na dalším neuronu *). Neorotransmitery jsou nízkomolekulární látky, zajišťující jednosměrný přenos vzruchu z jedné řídící nervové buňky (presynaptické) do druhé nervové buňky (řízené, postsynaptické), kterou může být opět buňka nervová, nebo svalová, popř. žlázová. Tyto látky po vyloučení z presynaptické buňky difundují synaptickou štěrbinou k membráně postsynaptické buňky, kde se vážou na neuroreceptory (systém "zámek-klíč") a vyvolávají příslušnou buněčnou odpověď.
*) Přenos vzruchu je elektro-chemický proces. Elektrický signál - akční potenciál - putuje zevnitř 1.neuronu přes axon do míst kontaktu s dendrity 2.neuronu přes synaptickou štěrbinu. Když zde doputuje akční potenciál, uvolní se chemické látky neurotransmitery, které po difuzi synaptickou štěrbinou se naváží na receptory postsynaptické buňky, aktivují se další postsynaptické receptory, dojde k vytvoření postsynaptického potenciálu. Součtem většího počtu postsynaptických potenciálů se vytvoři nový dostatečně vysoký akční potenciál, který se šíří k dalšímu neuronu.
  Je známo asi 10 druhů neurotransmiterů jako je acetylcholin, dopamin, serotonin, kys. glutamová, kys. asparágová, glycin, somatostatin, ... Pro scintigrafickou diagnostiku jsou dostupnné zejména signální dráhy dopaminu (dopaminergní systém), které jsou významné pro mozkovou regulaci motorické činnosti.
Po ukončení interakce jsou nenavázané neurotransmitery aktivně přenášeny ("pumpovány") zpět do presynaptického terminálu prostřednictvím transportérů proteinové povahy. V cytosolu neuronu jsou pak buď katabolizovány, nebo jsou transportovány zpět do synaptických váčků.
  Lidský mozek obsahuje asi 100 miliard (10¹¹) neuronů, mezi nimiž existuje obrovský počet cca 10¹⁵ synaptických spojení. Veškerá vyšší nervová činnost, i činnost duševní, jsou projevem složitých biochemických reakcí a elektrických aktivit neuronů v našem mozku **).
**) Neurony vytvářejí nervové sítě pomocí protažených "dendritických" výběžků a axonů, které zajišťují kontakt s ostatními neurony. Tyto kontakty umožňují elektro-chemickému signálu, putujícímu přes jednu nervovou buňku, spustit vlnu proudu v dalších buňkách. Protože se každý neuron může spojit s tisíci dalšími buňkami - jak blízkými, tak i značně vzdálenými, mohou takové sítě nabývat obrovského počtu uspořádání a stupně komplexnosti. Jak ze shluků našich neuronů povstává vědomí, je zatím zahaleno tajemstvím, ale základní obrysy těchto mechanismů můžeme chápat již nyní.
Metody "molekulárního zobrazení" v nukleární medicíně umožňují in vivo zobrazit distribuci a hustotu receptorů a transmiterů v mozku (viz níže "Receptorová scintigrafie mozku").
Glie (neuroglie) jsou buňky mozkové podpůrné tkáně. Největší buňky tohoto druhu jsou astrocyty (astroglie) které obalují cévy CNS. Plasmatické astrocyty se nacházejí v šedé hmotě, fibriální jsou hlavně v bílé hmotě mozku a míchy. Oligodendrocyty (olygodendroglie) se nacházejí především v bílé hmotě a produkují myelin - protein který obaluje axony. Epyndimální buňky tvoří výstelku dutin CNS, v plexus choriedeus produkují likvor (mozkomíšní mok). Nejmenšími glyálními buňkami jsou mikroglie s velkým počtem výběžků, které jako součást monocyto-makrofágového systému mají obrannou funkci, schopnost fagocytózy.
Z anatomického hlediska se mozek skládá z mozkového kmene, který navazuje na páteřní míchu a pokručuje prodlouženou míchou, Valorovým mostem (tvořeným příčně probíhajícími vlákny mozečku), středním mozkem a nakonec koncovým - velkým mozkem. Koncový mozek tvoří největší oddíl CNS. Skládá se ze dvou polokoulí - hemisfér, které jsou vzájemně spojeny přes corpus callosum. Povrch hemisfér je tvořen šedou mozkovou kůrou, tvořenou neurony s četnými dendritickými výběžky, vnitřek hemisfér obsahuje bílou hmotu ze svazků axonů neuronů. Hluboko uvnitř hemisfér koncového mozku se nachází oblast šedé hmoty striatum (corpus striatum), kde se m.j. formují signélní dráhy ovládání pohybové aktivity. ...................
Mozkomíšní mok neboli likvor je čirá bezbarvá tekutina vyplňující dutiny v CNS a mezery mezi nervovou tkání a obalovými strukturami. Má podobné složení jako krevní plasma. Vzniká aktivní sekrecí ependymálními buňkami v plexus choriedeus (ze 70%) a též filtrací krevní plasmy (30%) chorioidálními kapilárami. Objem likvoru činí asi 120-200 ml. Cirkuluje přes postranní komory, hlavní 3. a 4. komoru, obtéká mozkový kmen a míchu. Mozkomíšní mok zajišťuje optimální homeostatické prostředí (stálou koncentraci iontů) pro buňky CNS, chrání mozek před mechanickými otřesy a změnami tlaku a teploty, metabolicky zajišťuje odsun některých produktů katabolismu a dodává mozkovým buňkám některé bioaktivní látky.
Cévní zásobení mozku
Složitá a intenzívní signální činnost mozku je značně energeticky náročná. Mozek je proto bohatě zásoben okysličenou krví s živinami (především glukózou), kterou z levé srdeční komory přivádějí dva páry tepen - arterií. Většina mozku je zásobována karotidami (arteriae carotidas internae), mozkový kmen a mozeček je zásobován přes arteriae vetebralis. ...... Mozkové žíly pak odvádějí odkysličenou krev do systému splavů (sinusů), odkud pokračuje do pravého srdce. ............
  Vnitřní prostředí mozku je o cévního systému odděleno tzv. hemato-encefalickoiu bariérou, která dovoluje jen omezený a selektivní transport látek mezi krví a mozkovou tkání. ............
Patologie mozku
Nejčastějšími závažnými onemocněními (které mohou vést k nevratnému poškození mozku a ohrozit i život) jsou zde cévní poruchy mozku. Mohou být chronické i akutní. Chronické poruchy vedou k postupnému snižování průtoku cévami vedoucími krev do jednotlivých částí mozku, což vede k ischemii a k možnosti snižování funkce příslušných částí. Akutní cévní poruchy - cévní mozkové příhody (CMP, iktus, mozkový infarkt, lidově zvané "mozková mrtvice", angl. stroke) jsou náhlá poškození mozkové tkáně v důsledku poruchy mozkového krevního oběhu. Podle mechanismu vzniku se cévní mozkové příhody dělí na dva druhy:
->Ischemické CMP vznikající nedokrevností určité části mozku v důsledku uzávěru a neprůchodnosti krevních cév, nejčastěji ucpáním mozkové cévy sraženinou, embolizací do mozku. Uzávěrem tepny se zastaví přívod krve do příslušné části mozku, kde buňky bez kyslíku začnou odumírat - ischemická nekróza (infarkt) mozkové tkáně. Může to vést k poruše fyzických či psychických funkcí, které takto postižená část mozku řídí. Ischemické ikty představují asi 80% všech CMP.
->Hemoragické cévní mozkové příhody vznikají v důsledku porušení stěny mozkové krevní cévy ("prasknutí" některé cévy uvnitř lebky), což vede k inkrakraniálnímu krvácení. Může to být intracerebrální krvácení dovnitř mozkové tkáně - do mozkového parenchymu (intraparenchymatózní krvácení), nebo krvácení do komorového systému - subarachnoidální krvácení. Hemorhagické ikty (představující asi 20% CMP) bývají zpravidla podstatně závažnější než ischemické. Hematom a následně edém mozku zvyšují intrakraniální tlak, může docházet k útisku životně důležitých mozkových center (dýchání, srdečního rytmu), kompresi cév vedoucí k celkové hypoperfúzi až k uzávěru průtoku mozkovými cévami - aperfúzi a smrti mozku.
Klinické následky cévní mozkové příhody (pokud se přežije akutní fáze) závisejí na druhu, rozsahu a lokalizaci postižení mozkové tkáně. Bývá to jednostranné ochrnutí končetin, poruchy řeči, změny psychiky. Mohou být trvalé, nebo se (příp. za pomoci rehabilitace) mohou částečně upravit. Jedním druhem ischemické CMP je tzv. tranzitorní ischemická ataka (TIA), při které příznaky trvají několik minut až hodin a pak spontánně vymizí.
Degenerativní onemocnění mozku jsou způsobeny postupným zánikem většího počtu určitých mozkových buněk (demence, Alzheimerova choroba), nebo změnami v distribuci signálních mediátorů (neurotransmiterů) jako je dopamin (hyperkineticko-hypomotorická Parkinsonova choroba, hypotonicko-hypermotorická Hungtingtonova choroba). Dále je to epilepsie - porucha vzniku vzruchů v mozkové kůře, vedoucí k záchvatům křečí nebo dočasné ztráty vědomí. Na subtilnější úrovni vyšší nervové činnosti se vyskytují psychické poruchy jako je schizofrenie, deprese, halucinace, ...
Závažnými onemocněními jsou mozkové nádory. Buď jsou to nádory primární, vycházející z mozkové tkáně, nebo sekundární mozkové metastázy, zanesené do mozku z maligního nádoru jinde v těle. Primární nádory, vycházející z vlastní mozkové tkáně (intrinsické) jsou nejčastěji gliomy, vycházejí z buněk glie. Astrocytom je částečně diferencovaný, avšak může se zvrhnout v anaplastický glioblastom. Primárně může vzniknout vysoce maligní multifokální glioblastom. Vyskytují se i benigní mozkové nádory, např. oligodendrogliom a ependymom.
Nádory z neuronů jsou vzácné, protože tyto buňky se prakticky nedělí. V raném dětském věku se vyskytuje neuroblastom, vznikající maligním zvratem nezralých nervových buněk.
Nukleární medicína poskytuje několik metod scintigrafické diagnostiky mozku - jeho regionálního prokrvení, funkčního zobrazení a metabolismu, distribuci a hustoty receptorů a transportérů synaptických systémů v CNS, vyhledávání nádorových ložisek, mapování likvorových prostorů.

Statická scintigrafie mozku pro zjištění narušení hematoencefalické bariéry
Účel: Prokázat ložiskové narušení hematoencefalické bariéry v souvislosti s mozkovým nádorem nebo s vaskulární lézí. Radioindikátor z cévního řečiště částečně prochází přes narušenou hematoencefalickou bariéru a hromadí se v patologické tkáni, která se pak na scintigramu zobrazuje jako oblast zvýšené aktivity na pozadí nízké aktivity hemisfér (kam za normálních okolností radioindikátor neproniká).
Radiofarmaka: Používá se prostý ^99mTc-pertechnetát, nebo výhodněji ^99mTc-DTPA (poskytuje kontrastnější zobrazení ...).
Provedení: Za asi 1 hodinu po i.v. aplikaci radiofarmaka se na gamakameře snímají statické scintigramy oblasti mozku ve 4 základních projekcích (AP, PA, DX, SIN), někdy i v projekci vertex. Další možností je snímání pomocí metody SPECT, která poskytuje možnosti lepšího pohledu na mozkové struktury. Lze příp. kombinovat s níže popsanou dynamickou perfúzní scintigrafií mozku: radioindikátor ve formě bolusu aplikujeme přímo pod kamerou, v projekci AP spustíme dynamickou scintigrafii, následně pak pořídíme statické obrazy v potřebných projekcích.
Hodnocení: Na scintigrafických obrazech v různých projekcích, či řezech SPECT, se hledají ložiska zvýšené depozice radioindikátoru, svědčící o průniku z cév přes porušenou hematoencefalickou bariéru do mozkové tkáně.

Perfúzní scintigrafie mozku
Dostatečné prokrvení mozkových struktur je jednou ze základních podmínek správné mozkové funkce. Scintigrafické metody umožňují neinvazivní diagnostiku perfúze mozku, zobrazení její symetrie či regionálních defektů v perfúzi.
Dynamická scintigrafie perfuze mozku (angiografie mozku, mozková cirkulografie)
Účel: Zobrazujeme dynamiku průtoku krve - mozkovou cirkulaci - karotidami, hemisférami, zadní jámou a posuzujeme příp. asymetrie které mohou souviset s obstrukcí a vést k ischemii. Na scintigramech můžeme též zobrazit meningeom, krvácení, chron. subdurální hematom. ......
Radiofarmaka: Používá se prostý ^99mTc-pertechnetát, nebo výhodněji ^99mTc-DTPA (poskytuje kontrastnější zobrazení ...).
Provedení: Detektor kamery se nastaví nad kranium v AP-projekci tak, aby sagitální rovina byla přesně kolmá k rovině detektoru. Spojnice nasus-meatus ac.ext. probíhá vertikálně. Po i.v. aplikaci cca 500MBq radioindikátoru se okamžitě spustí akvizice rychlé dynamické scintigrafie cca 100 snímků po 0,5sec./snímek. Následně ještě příp. statický snímek v trvání 2min.
Vyhodnocení: Při vizuálním sledování sekvenčních snímků můžeme rozpoznat příp. okluzi velkých mozkových cév. Na obrazech časné arteriální fáze a pozdní arteriální fáze lze posuzovat perfuzi mozkových hemisfér, především větší výpadky v regionální mozkové perfúzi. Pro detilnější hodnocení se použijí křivky průtoku z ROI levé a pravé hemisféry (ROI musí být vymezeny přísně symetricky a standardizovaným způsobem, s příp. použitím statického snímku). Za normálních okolností musí mít tyto cirkulační křivky identický průběh se strmým nárustem, brzkým dosažením vrcholu a pak zpočátku rychlým poklesem, s následnou recirkulací. Jednostranné posunutí vrcholu (k delšímu času) a snížení amplitudy křivky ukazují na relativní snížení perfúze příslušné hemisféry. Snížení amplitudy křivky ukazuje na narušení průtoku velkými cévami nebo snížení intenzity průtoku v kapilární fázi, opoždění nástupu vrcholu perfúzní křivky nastává při zásobení postižené hemisféry kolaterálním oběhem. Lze též provést kvantifikaci křivek za účelem porovnání perfuze obou hemisfér. Z integrálů křivek od příchodu aktivity do prvního maxima je počítán index relativního průtoku levou a pravou hemisférou (normální rozmezí indexu je ca 0,9 - 1,1).

Počítačové vyhodnocení dynamické scintigrafie perfúze mozku

Vizuální hodnocení : Po intravenózní aplikaci 99m-Tc na scintigrafických obrazech průchodu bolusu mozkovou cirkulací pozorujeme dobrou a symetrickou perfuzi obou mozkových hemisfér, bez okluze velkých mozkových cév. Z á v ě r : Vizuální hodnocení sekvenčních scintigramů a kvantitativní analýza křivek svědčí pro dobrou a symetrickou perfuzi obou mozkových hemisfér.
	Asymetrické cirkulační křivky v patologickém případě výrazně snížené perfúze pravé hemisféry při okluzi pravé art.carotis int. (bylo vyhodnoceno na přístroji GAMMA-11)

Postup počítačového vyhodnocení dynamické scintigrafie perfuze mozku je popsán v §3.8 "Dynamická scintigrafie perfuze mozku" knihy "OSTNUCLINE". Nyní je tato metoda nahrazena dokonalejší statickou SPECT scintigrafií mozku s použitím lipofilních radiofarmak:
Statická SPECT scintigrafie perfuze mozku
Účel:
Zobrazení regionální perfúze mozku a funkčních projevů mozkové tkáně přes perfúzi. Mapuje viabilitu nervových buněk, intenzitu regionálního metabolismu. Umožňuje posoudit ischemii, u cévní mozkové příhody pomáhá rozlišit mezi ischemickou (způsobenou embolickým, většinou trombotickým, uzávěrem arterie nebo arterioly) a hemoragickou (způsobenou krvácením intracerebrálním nebo subarachnoidálním) cévní příhodou, lze získat informace o cerebrovaskulární rezervě. Metoda prokázání snížené perfuze je užitečná i pro diferenciální diagnostiku demencí.
Radiofarmaka:
Lipofilní radiofarmaka - ^99mTc-HMPAO (hexamethylpropylenaminoxin), ^99mTc-ECD (ethylcysteinatdimer, zvaný též bicisát), popř. ¹²³I-isopropyl-p-iodomfetamin.
Provedení:
Před aplikací necháme pacienta zklidnit v tichu a ztlumeném světle se zavřenýma očima, po asi 20min. se i.v. aplikuje cca 700MBq radioindikátoru. Pak se provede snímání SPECT scintigrafie oblasti hlavy. Vyšetření lze dělat za nativních podmínek, nebo - pro získání informace o cerebrovaskulární rezervní kapacitě (CVRC) - po zátěži aplikací acetazolamidu či vdechováním CO₂.
Hodnocení:
Lipofilní radiofarmaka prostupují neporušenou (intaktní) hematoencefalickou bariérou a fixují se do mozkových buněk přímo úměrně regionálnímu krevnímu průtoku (rCBF - regional Celebral Blood Flow) a funkci (vitalitě) neuronů. Po vstupu do mozkových buněk ztrácí radiofarmakum svůj lipofilní chrakter a váže se v polární sloučenině, což zabraňuje jeho zpětné difuzi z buněk a redistribuci; fixují se tím perfúzní poměry které byly v době aplikace.
  Při rekonstrukci SPECT zobrazujeme řezy transverzální, sagitální a koronární, na nichž vizuálně posuzujeme distribuci radiofarmaka, která je úměrná regionální perfúzi. Posuzujeme oblasti snížené akumulace radiofarmaka, která může být důsledkem snížené perfúze, nebo neuronální dysfunkce mozkových buněk. Kromě vizuálního hodnocení lze provést i semikvantitativní hodnocení pomocí číselných poměrů akumulace radioindikátoru ve vhodných oblastech zájmu (ROI) oproti sobě a vzhledem k tkáňovému pozadí, v porovnání s obrazy vytvořenými v normálové databázi.
  Výrazný perfúzní defekt se pozoruje zvláště při ischemické cévní mozkové příhodě v té oblasti mozku, která je zásobena z arterie postižené embolickým uzávěrem . U hemoragických mozkových příhod se pozoruje ložiskové snížení akumulace radiofarmaka v postižené oblasti, způsobené destrukcí okolní mozkové tkáně krvácením. Oboustranná hypoperfúze zadních částí kůry hemisfér se projevuje u Alzheimerovy choroby, zatímco u jiných druhů primární či sekundární demence se nepozoruje. U vaskulární multiinfarktové demence se zobrazují vícečetná ložiska snížené perfúze v mozkové kůře jedné nebo obou hemisfér. Anomálie regionálního průtoku krve se pozorují i u řady dalších onemocnění CNS a psychických poruch. Celková aperfúze hemisfér, mozečku a mozkového kmene je spolehlivou metodou průkazu mozkové smrti.
  Pokud byla provedena scintigrafie se zátěží (např. vdechováním CO2), porovnáváme perfúní obrazy v sobě odpovídajících řezech a hledáme rozdíly v depozici radiofarmaka na scintigramech po zátěži a nativních. Po zátěži se zvýší průtok nepostiženým cévním řečištěm v mozku, zatímco cévy s aterosklerotickým zúžením nejsou schopny reagovat dilatací - nemají potřebnou cerebrovaskulární rezervní kapacitu CVRC. Při porovnání obrazů pak za těchto patologických okolností pozorujeme snížení akumulace radiofarmaka v povodí postižených cév ve srovnání se zdravou tkání (jak je níže vidět v pravé polovině obrázku: nativní scintigram je prakticky normální, avšak na obraze po zátěži CO₂ se objevuje relativní hypoperfuze parietálně vpravo jako důsledek snížení CVRC). Informace o CVRC je užitečná u stenózy některé z hlavních větví arteriálního mozkového řečiště, pro posouzení účelnosti angiochirurgického řešení.

Scintigrafie amyloidózy mozku
Amyloidóza *) je systémové onemocnění, způsobené konformační změnou geometrické struktury některých původně rozpustných proteinů na nerozpustnou formu amyolidových fibril, které se mohou deponovat v intersticiálních oblastech různých tkání a orgánů - mozek, srdce, ledviny .... To může nepříznivě ovlivňovat jejich strukturu a fyziologické funkce.
U mozku se jedná o lokalizovanou b-amyloidózu u některých neurodegenerativních onemocnění a obecně u starších osob. b-amyoloidy mohou vytvářet extracelulární agregáty - plaky- fibrilárního amyloidu. Hromadí se v šedé kůře mozkové (především ve II. a III. vrstvě). Neuritické plaky mohou deformovat a poškozovat neurony a jejich synaptické vazby. Může to vést k inhibici vyšší nervové činnosti, snížení kognitivních funkcí - degenerativnímu onemocnění CNS.
Účel :
Scintigrafická vizualizace amyloidózy - zobrazení depozice amyloidních plaků v mozku. Používá se především u degenerativních onemocnění CNS jako je Alzheimerova choroba ...
Radiofarmaka :
Používají se ¹⁸F-značené polyetylelenglykol stilbenové deriváty ⁸F- Florbetaben, ¹⁸F- Flutemetamol, ¹⁸F- Florbetapir, které mají vysokou specifickou afinitu pro beta-amyloidní plaky (lze jej použít též u amyloidózy myokardu).
Provedení :
Intravenózní aplikace cca 200 MBq radiofarmaka. PET/CT akvizice se pořizuje za 90 min. po aplikaci, poloha na zádech s hlavou v zorném poli kamery. Trvání akvizice cca 20 minut.
Hodnocení :
Vizuální hodnocení PET obrazů. Za fyziologickou se považuje pouze akumulace v bílé hmotě. Při patologickém nálezu se zobrazuje zvýšená aktivita v korových oblastech (frontální laloky a přední cingulum, laterální temporální laloky, precuneus se zadním cingulem a temporoparietální kůra) nebo ve striatu. Porovnává se aktivita v kortikální šedé a sousední bílé hmotě. Pro anatomicko-fyziologickou korelaci je vhodné použít fúze s obrazy CT, příp. i MR (pokud jsou k dispozici).
Validita PET scintigrafie amyolidózy?
V experimentálních studiích ani v klinickém použití nebyly nalezeny přesvědčivé vazby mezi depozity mozkového amyloidu a demencí. U mnoho kognitivně normálních lidí byla nalezena významná depozita amyloidu v mozku. A též naopak, absence amyloidu u osob diagnostikovaných s Alzheimerovou demencí. PET scintigrafie mozkové amyloidózy tedy nemůže sloužit k diagnostické verifikaci degenerativních chorob CNS, ale může přispět k diferenciální diagnostice jejich příčin.
PET scintigrafie mozkové amyloidózy se indikuje poměrně zřídka. Neumožňuje přímou diagnózu kognitivních poruch, terapeutický výstup je neurčitý...

Scintigrafie receptorových systémů mozku
Scintigrafické metody "molekulárního zobrazení" v nukleární medicíně, jako jediné ze zobrazovacích metod, umožňují in vivo zobrazit distribuci a hustotu neuronových receptorů a transportérů v mozku. Klinicky se využívá především pro vyšetření dopaminového systému:
Scintigrafie dopaminergního systému v mozku
Účel:
Jedná se o zobrazení distribuce a intenzity signálních drah dopaminových neurotransmiterů - dopaminergního systému. Zobrazení pre- nebo postsympatické části dopaminergního nigrostriatálního systému slouží k diferenciální diagnostice onemocnění vedoucích k poruchám motorických funkcí, především Parkinsonova onemocnění, třesů a demencí.
Parkinsonův syndrom, projevující se progredujícím snížením rychlosti pohybů, svalovou rigititou a třesem, je převážně zapříčiněn poruchou dopaminergní funkce striata v důsledku zániku příslušných neuronů, která vede k poruše funkce zpětnovazebních extrapyrimidových okruhů.
Radiofarmaka:
Pro presynaptické zobrazení se používají radioligandy s vazbou na dopaminový transportér, především ¹²³I-ioflupane - analog kokainu, který se váže na presynaptické přenašeče dopaminu (obchodní název DatScan; méně časté alternativní přípravky jsou iometopane - Dopascan, ¹²³I-IPT, ^99mTc-TRODAT, ^99mTc-TECHNEPINE).
Pro postsynaptické zobrazení slouží radioligandy s vazbou na dopaminový receptor R2, především ¹²³I-IBZM - iodobenzamid (popř. ¹²³I-epidepride, ¹²³I-IBF, ¹²³I-iodolisurid). Pro PET zobrazení narušení dopaninergní cesty pak ¹⁸F-DOPA (L-dopa).
Provedení:
Před vyšetřením je nutno zablokovat akumulaci volného jódu ve štítné žláze. Po i.v. aplikaci cca 150-200 MBq radioindikátoru se za asi 3 hodiny pořídí SPECT scintigrafie mozku.
Hodnocení:
Při rekonstrukci SPECT zobrazujeme řezy vedené přes oblast striatum, na kterých posuzujeme akumulaci radioindikátoru, zachycujících hustotu dopaminových transportérů či receptorů. Vychytávání radioligandu se hodnotí zpravidla vizuálně, avšak lze provést i semikvantitativní hodnocení pomocí poměrů akumulace radioindikátoru v oblastech zájmu (ROI) putaminu a kaudatu oproti tkáňovému pozadí. Některé softwary umožňují i porovnávání s databázemi normálových pacientů a stanovení určitých score - dohodnutých kvantitativních parametrů (indexů) usnadňujících rozhodnutí mezi normálním a patologickým nálezem. Konkrétní interpretace scintigramů závisí na použitém radioindikátoru:
Při vyšetření presynaptické části dopaminergního systému se mapuje vazba radioindikátoru (např. ¹²³I-ioflupanu) na dopaminové transportéry - proteiny na membráně presynaptických zakončení nitrostritiálních neuronů, které zpětně resorbují dopamin ze synaptické štěrbiny. S úbytkem příslušných neuronů souvisí snížení hustoty souvisí snížení hustoty presynaptických transportérů. Po aplikaci presynaptického ligandu, který se váže na dopaminové transportéry, hodnotíme akumulaci radioindikátoru v presynaptických zakončeních ve striatu. Při normálním nálezu se zobrazují dvě symetrické měsíčkovité útvary striata stejné intenzity. U Parkinsonovy choroby je redukována vazba ligandů na striatové dopaminové transportéry. Patologické nálezy jsou buď asymetrické, nebo vykazují sníženou akumulaci radiofarmaka. Pokles striatické aktivity koreluje se závažností Parkinsonovy choroby (jejím trváním a psychosomatickýmn postižením). Scintigrafie presynaptického dopaminergního systému je senzitivní i v časných stádiích Parkinsonova onemocnění.
Při vyšetření postsynaptické části dopaminergního systému se mapuje vazba ligandu (např. ¹²³I-IBZM) na dopaminové receptory D2, umístěné na membráně postsympatických dopaminergních neuronů ve striatu. U Parkinsonismu tyto receptory zůstávají nepoškozené, zatímco u všech ostatních neurodegenerativních onemocnění (včetně sekundárních Parkinsonovských syndromů) jsou tyto postsynaptické D2 receptory poškozené nebo zablokované; dopaminergní léčba je proto u nich neúčinná.
U Parkinsonova syndromu je typicky na presynaptickém obraze (s ¹²³I-ioflupanem) snížená či nesymetrická akumulace v oblasti striata a přitom na postsynaptickém obraze (s ¹²³I-IBZM) normální distribuce - viz prostřední a pravý obrázek:

Vedle dopaminergního systému se pro účely neurologie, především výzkumné a experimentální studie, občas používá radionuklidová receptorová diagnostika i dalších neurotramisních signárních drah CNS:
-GABA systém působí jako inhibiční mediátor v mozku. Zobrazení míry vazby příslušných ligandů (¹²³I-iomazenil, ¹¹C-flumazenil) může pomoci nalézt epileptická ložiska, dále též zobrazit mozkové nádory gliomy.
-Opioidní systém má význam pro vnímání a ovlivňování bolesti, interaguje s dopaminovými a acetylcholinovými receptory. Scintigrafie pomocí radioindikátorů (¹²³I-iodomorphin, ¹¹C-carfentanil) se zkouší u schzofrenie a některých typů epilepsie.
-Serotoninový systém se podílí na řízení spánku a některých neurologických a psychických činností. Zobrazení presynaptických transportérů (pomocí ¹²³I-beta-CIT, ¹¹C-beta-CIT) a serotoninových receptorů (pomocí ¹²³I-8-hydroxy-PAT) lze použít u Alzheimerovy choroby, depresí, schizofrenie, Parkinsonismu, částečných epilepsií.
-Cholinergní systém se účastní paměti, kognitivních funkcí, soustředění; jeho poruchy mohou naopak vést k demenci. Zobrazení presynaptických acetylcholinových transportérů (pomocí značených derivátů 2-(4-phenyl-1-piperidyl)cyclohexan-1-ol - vesamicol) a postsynaptických receptorů (pomocí indikátorů ¹¹C-nikotin nebo muskarinových ¹¹C-metylbenztropin, ¹²³I-IQNB) může prokázat ztrátu cholinergních receptorů u demencí (Alzheimorovy, Pickovy).
-Histaminový systém - změna distribuce a hustoty receptorů se projevuje u některých psychóz, u depresí. .....

Metabolické scintigrafie mozku
Účel:
Funkce mozkové tkáně je závislá na přívodu kyslíku a dodávce glukózy, což je zdrojem energie. Tato dodávka se děje krevní cestou. Snížení tohoto zásobení - ischemie - způsobuje pokles energetických molekul potřebných k biologickým a informačním funkcím mozkových buněk. S použitím příslušných radioindikátorů můžeme vyšetřovat regionální utilizaci kyslíku, regionální metabolismus glukózy, nebo regionální změny transportu aminokyselin a rychlosti syntézy proteinů. Vedle výzkumných a experimentálních studií to má význam i pro klinickou diagnostiku narušení krevního průtoku, snížení funkce nebo ztráty viability mozkových buněk. ............
Radiofarmaka, provedení, hodnocení:
Používají se téměř výhradně pozitronová radiofarmaka, scintigrafie se provádí na PET kameře. Pro vyšetření regionální utilizace kyslíku se vdechuje plynný kyslík ¹⁵O až do dosažení rovnováhy mezi ¹⁵O v hemoglobinu a kyslíkem tkáňovým. V metabolicky aktivních částech mozku vzniká z ¹⁵O-oxihemoglobinu radioaktivní voda H₂¹⁵O, jejíž aktivita je za rovnovážného stavu závislá na regionálním průtoku a regionální kyslíkové sxtrakční frakci (rOEF). Lze konfrontovat s vyšetřením regionálního krevního průtoku rCBF.
Pro vyšetření metabolismu glukózy se používá i.v. aplikace ¹⁸F-FDG (fluordeoxyglokóza). Po vstupu do buněk je FDG fosforylována jako normální glukóza, avšak její další metabolismus je blokován .....
Pro metabolismus aminokyselin a proteinů se používá ¹¹C-methionin.

Statická scintigrafie likvorových cest
Účel: Sledování pohybu a cirkulace likvoru v intraniálním subarachnoidálním prostoru za účelem posouzení průchodnosti likvorových cest, odhalení příp. likvorových píštělí, dif. diagnostiky komunikujícího a obstrukčního hydrocefalu.
Radiofarmaka: Nejčastěji se používá ¹¹¹In-DTPA (popř. ¹⁶⁹Yb-DTPA nebo ^99mTc-DTPA).
Provedení: Po intratekální aplikaci (lumbální punkcí) cca 30-50 MBq radioindikátoru snímkujeme oblast hlavy za 5 hod. a za 24 hod. (popř. i za 48 hod.) v projekcích AP, DX, SIN. Při podezření na likvorové píštěle - komunikace likvorových prostorů se zevním prostředím, vložíme za cca 6-8 hod. po alikaci tampony do nosních průduchů či do zevních zvukovodů; za 24 hod. je vytáhneme a změříme jejich aktivitu ve studnovém scintilačním detektoru.
Hodnocení: .......je podrobněji popsáno v §3.18 "Radionuklidová cisternografie" knihy "OSTNUCLINE". .........................

Vyhodnocení statické scintigrafie likvorových cest - radionuklidové cisternografie

Vizuální hodnocení : Po intratekální aplikaci 111-In-DTPA na scintigramech za 5 hodin pozorujeme přítomnost radioindikátoru v bazálních cisternách, v subarachnoidálním prostoru nad konvexitami hemisfér dosahuje asi do poloviny výšky symetricky. Pozorujeme lehčí reflux do komor. Na scintigramech za 24 hod. po alikaci dosahuje radioindikátor v subarachnoidálním prostoru v pravo do poloviny výšky hemisféry a vlevo lehce výše. Část radioaktivity se nachází v postranních komorách. Měřením radioaktivity nosních longet nebyla zjištěna její zvýšená úroveň. Z á v ě r : Lehký, tranzitorní cisternoventrikulární reflux, zpomalená difuze v subarachnoidálním prostoru nad konvexitami hemisfér. Nazální likvorea do nosních průduchů nenastává.

4.9.9 Vyšetření žilního a lymfatického systému - radionuklidová flebografie a lymfoscintigrafie; Sentinelové uzliny. Scintigrafie značených krevních elementů.
Žilní systém
Krevní oběhová soustava je tvořena tepnami, žilami a krevními vlásečnicemi. Žíly (lat. vena , řec. flebos.) jsou cévy odvádějící částečně odkysličenou krev, prošlou systémovým oběhem, zpět do srdce - a pak opět do plic k dalšímu okysličení. ...........
Patologie žilního systému:Častým onemocněním.žil je zhoršení průtoku krve - žilní infuficience. V žilách se vytvářejí varixy, krevní sraženiny - trombózy. Projevuje se otoky, záněty, u dolních končetin v závažných případech vznikají bércové vředy. ...................
Lymfatický systém
Vedle krve proudí v organismu i lymfa (míza) - nažloutlá tekutina podobná krevní plasmě, která je vytvářená v mezibuněčném prostoru z tkáňového moku. Část této tekutiny je spolu s metabolity produkována buňkami. Další část pochází z krevních kapilár, jejichž stěna je částečně permeabilní pro krevní plasmu. Tato intersticiální tekutina mezi buňkami zprostředkovává výměnu kyslíku, oxidu uhličitého, přívod živin a odvod metabolitů. Z intersticiálního prostoru je lymfa odváděna najprve kapilárami, které se spojují v mízní cévy. Lymfatické cévy se nakonec spojijí do dvou mízovodů, které ústí do krevního řečiště.
Lymfatické cesty vedou přes lymfatické uzliny, které slouží k filtraci a nakupením lymfocytů a makrofágů se významně podílejí na imunitě (obranyschopnosti) organismu, zabraňují postupu infekce.
Patologie lymfatického systému:Lymfatické cesty bývají postiženy záněty, včetně zánětu mízních uzlin, projevující se zduřením. K narušení lymfatických cest - insuficienci či zablokování - může docházet v důsledu poranění, při operacích, radioterapii, zánětech a infekcích, nádorových procesech. Není-li dostatečně odváděna lymfa z tkání, vzniká zde otok zvaný lymfedém.
Závažným nádorovým onemocněním lymfatického systému (mízních uzlin) je maligní lymfom (o jeho terapii v nukleární medicíně je zmínka v §3.6, pasáž "Radioisotopová terapie").
Pozn.:Radionuklidová flebografie bývá z klinického hlediska zařazovaná většinou do skupiny vyšetření srdce a cév. Zde jsme ji zařadili do samostatmé podkapitoly společně s lymfoscintigrafií - pro podobnosti systémové, scintigrafické techniky, získávaných obrázků a lokalizaci většinou na dolní končetiny.
Radionuklidová flebografie
Účel: Posouzení průchodnosti žil pomocí zobrazení průtoku radiofarmaka žilním systémen končetin (nebo i žilami trupu), nejčastěji při otocích které by mohly být způsobeny zhoršeným žilním odtokem, flebotrombotickým postižením. Po i.v. aplikaci radioindikátoru do periferní žíly končetiny zobrazujeme průtok radiofarmaka žilním systémem. Po průtoku žilním systémen se následně radiofarmakum MAA zachytí v kapilárním řečišti plic, kde můžeme scintigraficky zobrazit příp. embolizaci.
Radiofarmakum: ^99mTc- makroagregáty albuminu MAA . ......................
Provedení:
Často se provádějí dvě následná scintigrafická vyšetření při aplikaci radiofarmaka se zataženými a uvolněnými škrtidly (tvořenými gumovými pásky) pro odlišení průtoku a plnění hlubokého a povrchového venózního systému.
Dolní končetiny: Aplikace ^99mTc-MAA do žíly na dorzu nohy při zatažených škrtidlech nad kotníkem a pod kolenem. Provede se scintigrafické zobrazení průtoku radioindikátoru žilním systémem až do úrovně dolní duté žíly. Po uvolnění škrtidel se opakuje aplikace radiofarmaka a zobrazení průtoku žilním systémem.
Horní končetiny: Aplikace ^99mTc-MAA do žíly na dorzu ruky, scintigrafické zobrazení průtoku radioindikátoru žilním systémem až do úrovně horní duté žíly.
Následně se může provést scintigrafie plic - k posouzení příp. poruchy perfuze v důsledku embolizace.
Pořizují se planární scintigrafické snímky oblasti vyšetřovaného krevního řečiště. Výhodné je snímání v "klouzavém" celotělovém režimu s plynulým posuvem pacienta pod kamerou, až do oblasti plic, kde vzniká obrázek plicní perfuze :

Radionuklidová flebografie dolních končetin.
Vlevo: Fyziologický nález dobrého a symetrického průtoku venózním systémem obou končetin.
Vravo: Patologický případ flebotrombického postižení se zablokovaným žilním odtokem v pravé dolní končetině.
(šipkami je označena poloha škrticích pásků .)
Vyšetření byla provedena ve whole body režimu, nahoře jsou obrázky perfúzní scintigrafie plic (bez patrné embolizace).
(scintigramy pořídil MUDr. L.Mrhač, KNM FN Ostrava)

Hodnocení: Zobrazení scintigramů v monochromatické šedo-černé škále s vhodnou úrovní modulace pro zobrazení i nízkých úrovní aktivity. Vizuální hodnocení - posuzujeme zvláště možnost flebotrombotického postižení, příp. i plicní embolizaci.
Lymfoscintigrafie
Účel:
Zobrazení lymfatického řečiště a odtoku lymfy z vyšetřované oblasti, posouzení zpomalení či zablokování lymfodrenáže. Pomáhá v diferenciální diagnostice otoků dolních a horních končetin, které by mohly být způsobeny zhoršeným lymfatickým odtokem. Velmi užitečná je též v nádorové diagnostice pro detekci sentinelových uzlin (je popsáno níže).
Radiofarmaka:
^99mTc- značený koloid albuminu o velikosti částic cca 10-80 nm, které dobře pronikají lymfatickými cévami i uzlinami (pro zobrazení sentinelových uzlin se v koloidu používají větší částice cca 100-600 nm, které se zachycují ve vazivové tkáni uzlin). Aplikovaná aktivita cca 20-80 MBq na jeden vpich, celková aktivita cca 100-150 MBq.
Provedení:
Při podkožní aplikaci značeného koloidu se zobrazuje povrchový lymfatický systém, při hlubší aplikaci do svalů se zobrazí hluboký lymfatický systém.
Pro vyšetření povrchového lymfatického systému se aplikuje subkutánně nebo intradermálně vpichem mezi palcem a druhým prstem na ruce nebo noze. Pro vyšetření hlubokého lymfatického systému se aplikuje subfasciálně hluboko do svalů, na ruce do svalů hypothenaru, na noze do prostoru za Achyllovou šlachou, nebo do svalů v oblasti paty či retromalleolárně. Koloidní radiofarmakum se po této aplikaci vstřebává do lymfatických kapilár (nikoli do žilního systému) a je transportováno lymfatickým řečistěm do regionálních lymfatických uzlin. Scintigraficky lze sledovat tento postup radiofarmaka lymfatickým řečištěm a jeho kumulaci v lymfatických uzlinách. ...... ............
Po aplikaci radiofarmaka se za půl hodiny provádí statická planární scintigrafie, nejlépe na dvouhlavé gamakameře (používané pro celotělová a tomografická zobrazení). Event. lze provést dynamickou scintigrafii od aplikace radiofarmaka do 30.minuty. Následuje další vyšetření po cca 30min. fyzické zátěže (u dolních končetin chůze, u rukou cvičení paží, pohyb prstů), s následující statickou scintigrafií.
Pro srovnání se provádí současně vyšetření obou párových končetin.
Pozn.: Radiofarmakum může být aplikováno i do jiných míst, kde je podezření na lymfedém. Po průchodu lymfatickým systémem se část radiofarmaka dostává do žilního řečistě a je pak vychytáváno retikuloendotelinálními buňkami jater a sleziny, které jsou pak v pozdějších časech vidět na scintigrafických obrazech (při lymfoscintigrafii se již tyto obrazy nehodnotí).

Příklad Lymfoscintigrafie dolních končetin.
Vlevo: Fyziologický scintigram dobrého a symetrického průtoku lymfatickým systémem obou končetin
Vravo: Patologický případ mírného snížení lymfatického průtoku v pravé končetině a zablokování lymfatického ptůtoku v levé dolní končetině.
Vyšetření byla provedena ve whole body režimu, nahoře se zobrazuje vychytávání radiofarmaka v játrech (to se při lymfoscintigrafii nehodnotí).
(scintigramy pořídil MUDr. L.Mrhač, KNM FN Ostrava)

Další příklad lymfoscintigrafie dolních končetin.
Vlevo: Fyziologický scintigram dobrého a symetrického průtoku lymfatickým systémem obou končetin
Vravo: Výrazně patologický případ a zablokování lymfatického odtoku v levé dolní končetině s rozsáhlým otokem - lymfedémem lýtka.
(scintigramy pořídil MUDr. L.Mrhač, KNM FN Ostrava)

Hodnocení:
Modulaci obrazů je třeba optimalizovat pro zvýraznění oblastí nižších aktivit, s potlačením vysokých četností impulsů v místech aplikace radiofarmaka. Provádí se většinou vizuální hodnocení, posuzuje se průběh transportu lymfatickými cestami a zobrazení spádových uzlin - u dolních končetin v tříslech, u horních končetin v axilách. U lymfedému se pozoruje difuzní retence radiofarmaka v podkoží postižené oblasti. Při těžkém postižení (zablokování) odtoku lymfy se pozoruje stagnace radiofarmaka v místě aplikace po celou dobu vyšetření.
Lze provést i semikvantitativní hodnocení stanovením množství radiofarmaka ve spádové oblasti uzlin (v tříslech či v axilách) v poměru k množství aplikovaného radiofarmaka (v procentech); provádí se jen zřídka....

Sentinelové uzliny - scintigrafie, radiačně navigovaná chirurgie
Mízní kapiláry mají "štěrbiny", kterými se mohou dovnitř dostávat i živé nádorové buňky. Nádorové buňky se tak z primárního ložiska šíří především lymfatickými cestami, takže jako první bývají zasaženy lymfatické uzliny v okolí nádorového ložiska. První taková uzlina v lymfatickém "povodí" nádorového ložiska se nazývá sentinelová uzlina ("strážná"). Hromadění radioindikátoru v uzlinách se dá zobrazit scintigraficky. Aplikujeme-li do periferní části nádorového ložiska vhodný radioindikátor koloidního skupenství (nejčastěji ^99mTc nanokoloid, velikost částic cca 100-600 nm, aktivita cca 40-150 MBq), bude se šířit lymfatickými cestami a zachycovat a shromažďovat se v těch uzlinách, které jsou lymfaticky spojeny s nádorovým ložiskem.

Scintigrafie a radiačně navigovaná chirurgie sentinelových uzlin.
Vlevo: Příklad zobrazení dvou axilárních sentinelových uzlin u maligního melanomu. Uprostřed: Radiometr s miniaturní kolimovanou gama-sondou pro peroperační detekci sentinelových uzlin. Vpravo: Měření a excize sentinelové uzliny.
(scintigraf. obrázky sentinelových uzlin pořídil Doc.MUDr. O.Kraft, PhD., KNM FN Ostrava)

Důlžité je pak sledování radioindikátoru během vlastního chirurgického výkonu, kdy pomocí kolimované detekční sondy chirurg přímo v operačním poli může najít sentinelovou uzlinu s obsahem radioindikátoru, a též u vyoperované uzliny se přesvědčit, zda je v ní obsažen radioindikátor *) .
*) Spolu s radioindikátorem se aplikuje současně i modré barvivo (izosulfanová modř), které rovněž proniká do uzlin, takže chirurg může sentinelovou uzlinu rozpoznat i podle modrého zabarvení.
Po aplikaci radioindikátoru se nejprve provede scintigrafické zobrazení se zakreslením zobrazených uzlin. Pak pacient odchází k vlastnímu chirurgickému výkonu, během něhož se používá detekční gama-sonda jednak k peroperační detekci sentinelové uzliny, jednak k detekci radioaktivity v již vyoperované uzlině. Dále následuje histologické vyšetření sentinelové uzliny pro klasifikaci typu tumoru, což pomůže optimalizovat další postup terapie.

Scintigrafie značených krevních elementů
Krev je tvořena krevní plasmou (objemově cca 60%), v níž jsou ve formě suspenze rozptýleny buněčné krevní elementy třech druhů :
- Erytrocyty (červené krvinky) jsou nejdůležitější krevní elementy, tvoří cca 40-48 % objemu (tento podíl erytrocytů na celkovém krevním objemu se nazývá hematokrit).
Obsahují červené krevní barvivo hemoglobin. Hlavní funkcí erytrocytů je absorpce kyslíku z plic v hemoglobinu a jeho přenos do tkání a přenos oxidu uhličitého v opačném směru.
- Leukocyty (bílé krvinky), které jsou důležitou součástí imunitního systému organismu. Vyskytuje se několik typů leukocytů :
Lymfocyty - ...B-lymfocyty, T-lymfocyty, ...Monocyty , ....... Makrofágy , ........Granulocyty , ....... Dendritické buňky .....
O úloze těchto leukocytů v nádorové terapii se zmiňujeme v §3.6, části "Chemoterapie" a "Cílená biologická léčba - monoklonální protilátky" .
- Trombocyty (krevní destičky) diskovitého tvaru o velikosti jen 2-4 mikrometry. Tvoří se v kostní dřeni z megakaryocytů. Jejich hlavní úlohou je krevní koagulace pro zastavení krvácení z poškozené krevní cévy.
Leukocyty a trombocyty tvoří jen asi 1% z celkového objemu krve....
Krevní elementy, spolu s krevní plasmou, proudí kontinuálně cévním systémem a postupně pronikají do všech tkání a orgánů, kde se mohou podílet na řadě fyziologických a příp. i patologických dějů. Označíme-li tedy určitý krevní element vhodným gama radionuklidem, můžeme po jeho i.v. aplikaci scintigraficky zobrazovat, kam fyziologicky či patologicky pronikl ve vyšetřovaných tkáních a orgánech, jak se tam distribuuje, s jakými případnými anomáliemi.
Značené erytrocyty
Používají se většinou ^99mTc-značené erytrocyty, které je možno připravit dvěma způsoby: 1. Laboratorně in vitro z odebraného vzorku krve, v němž se erytrocyty označí ^99mTc a reinjektijí se zpět pacientovi. 2. In vivo, kdy se pacientovi nejprve aplikuje rozpuštěná sůl cínu a po asi 15 minutách se aplikuje potřebná aktivita ^99mTc-pertechnetátu. Cínové ionty Sn²⁺ umožní vazbu technecia na červené krvinky v oběhu.
Značené erytrocyty se používají pro :
- Blood-pool rovnovážnou dynamickou hradlovanou scintigrafii myokardu - je podrobně popsáno v §4.9.4, část "Rovnovážná hradlovaná ventrikulografie".
- Scintigrafii lokalizace krvácení do GIT. Po i.v. aplikaci značených autologních erytrocytů se případné ložisko krvácení na scintigramech projeví zvýšením koncentrace radioaktivity v oblasti kde dochází ke krvácení (§4.9.3, pasáž "Scintigrafická lokalizace krvácení do GIT").
Značené leukocyty
Po odběru krve, separaci a promytí se leukocyty in vitro značí ^99mTc HMPAO (300 – 500 MBq) nebo ¹¹¹In-oxin (20-40 MBq). Další (novější) možností je značení in vivo pomocí antigranulocytárních monoklonálních protilátek MAb, jako jsou ^99mTc-sulesomab a ^99mTc-besilesomab, které se vážou na leukocyty.
Značené leukocyty se používají pro zobrazení zánětlivých ložisek v tkáních a orgánech. Po aplikaci autologních značených leukocytů nebo MAb se provádí scintigrafie za 30 min., 4 hod., příp. i za 24 hod. - celotělová scintigrafie, cílené snímky, příp. SPECT. Je popsáno v §4.9.6, pasáž "Scintigrafie zánětlivých ložisek".
Značené trombocyty
Pro scintigrafii se trombocyty značí in vitro pomocí ¹¹¹In-oxinu (podobně jako leukocyty). Vyžaduje to izolaci krevních destiček z plné krve, diferenciální centrifugaci, promývání pufrem a další procedury. Laboratorně je to poměrně náročné.
Ve scintigrafické diagnostice v nukleární medicíně se značené trombocyty používají zatím poměrně zřídka, především ve třech oblastech: hluboká žilní trombóza, srdeční tromby a rejekce transplantovaných orgánů (hlavně ledvin). ...................... ..................

4.9.10 Méně významná a řidčeji používaná radioisotopová vyšetření
Na závěr zde pro úplnost stručně zmíníme některé metody, které mají okrajový význam v nukleární medicíně, nebo jsou již opuštěné - ať již proto, že vyšetřují vzácně se vyskytující poruchy a onemocnění, nebo byly vytlačeny jinými novějšími metodami či modalitami. Především sem patří prakticky všechny metody nescintigrafické *), používající měření vzorků nebo detekci záření pomocí scintilačních sond. I když se na některých pracovištích ještě "ze setrvačnosti" používají (popř. je požadují kliničtí partneři), z hlediska oboru nukleární medicíny se jedná o metody již v zásadě opuštěné. Některé z těchto metod patřily ve své době ke klinicky užitečným a sehrály důležitou úlohu ve vývoji oboru nukleární medicíny (byla to např. radionuklidová renografie nebo akumulace štítné žlázy), jiné byly sporné a málo validní již od samého začátku (např. radionuklidová srdeční cirkulografie či stetoskopie s použitím scintilační sondy). Teprve zkušenosti z podstatně dokonalejší scintigrafické diagnostiky ukázaly, jak hrubých chyb se sondové metody svým pohledem "naslepo" dopouštěly.
*) Jedinou výjimkou důležitosti nescintigrafické diagnostiky je peroperační detekce sentinelových uzlin na operačním sále pomocí miniaturizované gama-sondy (viz "Radiačně navigovaná chirurgie - sentinelové uzliny").
Ostatně, i některé scintigrafické postupy, podrobněji popisované v hlavním textu této kapitoly, se v průběhu vývoje posunuly - ať již právem či neprávem - mezi méně používané a částečně opouštěné metody (je to např. dynamická scintigrafie perfuze mozku, statická scintigrafie jater a sleziny, dynam. splenoportografie, ....); dokonce i tak elegantní a dobře propracované metody dynamické scintigrafie jako je radionuklidová hradlovaná ventrikulografie a bolusová angiokardiografie se používají čím dál řidčeji... Dále se jedná o metody experimentální, používané dočasně na některých pracovištích pro výzkumné účely; po dokončení výzkumu se již jen použijí jejich výsledky pro publikace a příslušné metody do klinické praxe neproniknou (příkladem mohou být metabolické studie mozku nebo scintigrafie migrace ¹¹¹In- značených dendritických buněk do lymfatických uzlin při imunitní protinádorové vakcinaci - §... "...").
Nukleární hematologie
Do kategorie okrajových téměř opuštěných metod patří prakticky celá klasická nukleární hematologie, která byla "v kurzu" zejména v počátečních obdobích nukleární medicíny, v 60.-70.letech. Využívaly se především tři metody :
- Stanovení volumu cirkulující krve
je založeno na zřeďovacím neboli dilučním principu. Do oběhu aplikujeme přesně známé množství radioindikátoru a po dokaném promíchání v krevním oběhu odebereme vzorek krve o známém objemu (cca 1ml), který měříme v kalibrovaném studnovém scintilačním detektoru. Pomocí dilučního zákona pak vypočítáme objem, v němž se radioindikátor v oběhu rozmíchal a rozředil. Jako radioindikátor se používají autologní erytrocyty značené chromem ⁵¹Cr (chromanem sodným), které během měřící doby neunikají z krevního řečiště. Pro stanovení cirkulujícího objemu erytrocytární masy měříme aktivitu vzorku plné krve. Celkový objem krve je tvořen objemem plasmy a objemem krevních elementů, především erytrocytů. Měření cirkulujícího objemu plasmy se někdy provádělo pomocí ¹³¹I značeného sérového albuminu, většinou se však využívá výsledku z ⁵¹Cr-erytrocytů celkového objemu krve, z něhož se pomocí hematokritu vypočte objem plasmy.
- Přežívání erytrocytů a lokalizace místa jejich destrukce
se stanovuje zejména při diagnostice příčin anemií. Za fyziologických okolností erytrocyty žijí asi 120 dní. Staré a "opotřebované" erytrocyty jsou za normálních okolností zachycovány především ve slezině, kde zanikají (destrukce, sekvestrace). V některých patologických případech (hemolytické anemie) jsou červené krvinky předčasně a ve zvýšené míře destruovány hlavně ve slezině, v menší míře v játrech. Je proto užitečné zjistit délku života erytrocytů v organismu.
Pro tento účel by bylo nejvhodnější označit jednu generaci "nových" erytrocytů a přímo měřit skutečnou délku jejich života. Tato metoda (s označením prekurzorových dřeňových buněk radioaktivními isotopy železa ve formě sulfátu nebo chloridu) se, vzhledem ke své náročnosti a zdlouhavosti, používala jen ojediněle pro experimentální účely. Pro klinické použití se používá metoda značení směsi všech populací červených krvinek, jež jsou přítomny v krevním oběhu. V odebraném vzorku krve se pomocí inkubace s ⁵¹Cr-chromanem sodným označí erytrocyty; tyto označené autologní erytrocyty se pak reinjektují zpět pacientovi. Pak postupně odebíráme krevní vzorky za 24 hod., 2 dny, ..(2 krát týdně)... po dobu 2-3 týdny, až jejich aktivita (měřená ve studnovém scintilačním detektoru, s korekcí na rozpad ⁵¹Cr a příp. na hematokrit) klesne zhruba na polovinu počáteční hodnoty. Naměřenými hodnotami časové závislosti aktivity ⁵¹Cr v těchto krevních vzorcích proložíme exponenciální funkci, z níž stanovíme poločas přežívání chromem značených erytrocytů - tzv. "chrómový poločas"; ten vychází zhruba poloviční než je skutečný poločas přežívání erytrocytů. Normální hodnota tohoto poločasu je cca 20-30 dní, u těžké hemofilie může klesnout i na 5 dmů.
Souběžně s měřením přežívání může probíhat i analýza místa zvýšené destrukce erytrocytů. Kolimovanou scintilační sondou měříme orgánovou aktivitu oblasti srdce (prekordia) - slouží jako indeferentní referenční tkáň, oblasti jater a sleziny (za reprodukovatelných podmínek - značky na kůži, nakreslené těsně po aplikaci pomocí navigace sondou). První měření se provádí asi za hodinu po aplikaci, další měření pak ve dnech kdy se odebírají vzorky pro stanovení přežívání; i zde se provádí korekce na rozpad ⁵¹Cr. Naměřené hodnoty aktivity (počtu impulsů) nad játry a slezinou vztahujeme k aktivitě nad srdcem - normujeme četnosti impulsů nad játry a slezinou k četnosti impulsů nad srdcem. Stanovujeme nadměrnou aktivitu v játrech a slezině - normalizované "impulsy navíc" (u sleziny pak případně tzv. hepatolienální index, což je poměr četnosti měřený nad játry a slezinou). Přehledné vykreslení v grafu nám pomáhá analyzovat časový průběh orgánové aktivity a srovnat jej s normálovou mezí. Na obrázku níže je patologický případ pacientky s těžkou hemolytickou anemií (po provedené splenektomii došlo k dlouhodobé normalizaci krevního obrazu i poločasu přežívání erytrocytů).

Vyhodnocení přežívání erytrocytů a lokalizace jejich destrukce programem ERYT

Poločas přežívání erytrocytů: Z exponenciální analýzy aktivity krevních vzorků, odebíraných po dobu 12 dní po aplikaci ⁵¹Cr-značených autologních erytrocytů, vychází výrazně zkrácený poločas přežívání erytrocytů 6,9 dní (normální hodnota je 25-35 dní) - svědčí pro závažnou hyperhemolýzu. Destrukce erytrocytů: Měření orgánové aktivity kolimovanou scintilační sondou nad srdcem, játry a slezinou ukazuje normální sekvestraci v játrech, avšak výrazně zvýšenou sekvestraci erytrocytů ve slezině. Z á v ě r : Závažná hyperhemolýza se zvýšenou sekvestrací erytrocytů ve slezině. Pro normalizaci krevního obrazu doporučujeme zvážit možnost splenektomie.

- Vyšetření kinetiky železa pomocí ⁵⁹Fe
Železo je důležitý biogenní prvek - je součástí především hemoglobinu, dále myoglobinu, feritinu, transferinu. Vyšetření kinetiky železa se používá především k diagnostice poruch erytropoézy. Po i.v. aplikaci ⁵⁹Fe-citronanu se nejprve stanovuje plasmatická clearance železa: odebírají se krevní vzorky v 5., 10., 20., ...., 180., 240. minutě po aplikaci a v centrifugované plasmě se ve studnovém detektoru měří aktivita. Vyhodnocuje se čas, ve kterém dojde k poklesu aktivity plasmy na polovinu - poločas T1/2 úniku železa z plasmy. Dále se stanovuje denní obrat plasmatického železa, což je celkové množství železa, které uniká za časovou jednotku (1den) z plasmy [mmol/litr krve/den]. Dalšími odběry vzorků plasmy (3 krát týdně po dobu 14-21 dnů) se stanovuje utilizace železa erytrocyty, což je procentuální podíl aplikovaného železa ⁵⁹Fe, které se zabuduje do hemoglobinu cirkulujících erytrocytů. V ojedinělých indikacích se scintilační sondou měří aktivita radioželeza nad orgány, které se účastní ferokinetiky - kostní dřeň, játra, slezina.
Tato pracná a zdlouhavá vyšetření ferokinetiky byla užitečná jen ve speciálních případech a nyní se snadněji a přesněji diagnostikují biochemickými metodami.
Vzokové metody nukleární hematologie jsou již opuštěné, avšak svůj význam stále mají metody scintigrafie pomocí radionuklidově značených krevních elementů (jsou zmíněny výše "Scintigrafie značených krevních elementů").

Další okrajové metody
Z vyšetření GIT jsou již opuštěny vzorkové metody vyšetření resorpce látek v organismu (v tenkém střevě), krvácení do GIT, či ztrát bílkovin střevní stěnou měřením vzorků stolice :
- Schillingův test
je vyšetření resorpce vitamínu B₁₂ (cyanocobaltamin, který se vstřebává v ileu vázaný na glykoprotein) v organismu; je nezbytný pro erytropoézu a též pro tvorbu leukocytů a trombocytů. Po perorálním podání cca 40kBq ^{57
nebo 58}Co- značeného vitamínu B₁₂, spolu s 1g vitamínu neznačeného (pro vysyceni vazebné kapacity kobaltaminu), se značený i neznačený B₁₂ začne vylučovat ledvinami. Od aplikace se 24 hodin sbírá moč, pomocí scintilačního detektoru se změří její aktivita a vyjádří se v % aktivity aplikované. Dostatečná resopce B₁₂ by měla být větší než 10%.
V 60.letech se resorpce B₁₂ pokusně vyšetřovala pomocí jeho retence v těle měřením na celotělovém detektoru (7.den po aplikaci) - již dávno opuštěná metoda.
- Průkaz krvácení do GIT
vzorkovou metodou je opuštěný, je nahrazený scintigrafickou metodou "Scintigrafická lokalizace krvácení do GIT".
Ze scintigrafických metod můžeme jmenovat některé následující okrajové (avšak občas prováděné) metody :
- Scintigrafie scrota
slouží pro posouzení perfúze varlat a skrotálních tkání, především při podezření na torzi varlete a při zánětech varlat a nadvarlat. Současně s aplikací ^99mTc-technecistanu sodného se kamerou, nastavenou na oblast scrota (s vhodným zvětšením ZOOM), nastřádá perfúzní dynamická scintigrafie cca 60 snímků po 1sec. a pak za cca 5 minut statický scintigram zachycující rozložení radiofarmaka v tkáni a v krevním řečišti skrota. Při akutní torzi se pozoruje snížená perfuze v oblasti postiženého varlete a snížená akumulace radiofarmaka v tkáňové fázi. Po 24 hod. po vzniku torze se v tkáňové fázi může pozorovat periferní lem zvýšené akumulace radiofarmaka v důsledku reaktivní hyperemie okolních tkání kolem ischemického varlete. Metoda může mít akutní význam včasné diagnózy torze varlete, neboť jen brzký zákrok může zachránit varle před nevratnými nekrotickými změnami.
- Scintigrafie slinných žláz
se používá při zánětech slinných žláz a při nedostatečné tvorbě slin - suchosti v ústech (Sjögrenův syndrom). Scintigrafické zobrazení je založeno na schopnosti slinných žláz vychytávat anionty. Používá se pertechnetát ^99mTcO₄^-, kterého se i.v. aplikuje cca 300MBq. Spustí se dynamická scintigrafie, při níž se snímkuje oblast slinných žláz v přední projekci - cca 60 snímků po 1 minutě. V polovině vyšetření se příp. do úst aplikuje salivační podnět - citronová šťáva. Někdy se následně provádí i statická scintigrafie v přední a boční projekci. Dynamická scintigrafie se hodnotí z průběhu křivek ze zájmových oblastí glandula parotis, gl. sublingualis a submandibulares. Normální křivka má vzestupnou fázi, dosahuje vrcholu asi ve 20.minutě, s následným pozvolným poklesem, který se salivačním podnětem výrazně urychlí. Při akutním zánětu je v důsledku hyperemie zvýšená akumulace radioindikátoru ve slinných žlázách, čas dosažení maxima bývá zkrácen a pokles křivky je zpomalen; u chronického zánětu je křivka celkově plochá. U Sjögrenova syndromu bývá vzestupná fáze křivky normální, ale sestupná část je plochá, včetně fáze po salivačním podnětu.
- Scintigrafie pankreatu
s radiofarmakem ⁷⁵Se-selenomethionin se prováděla v 70. a 80. letech - je stručně popsána v §4.9.3, pasáž "Scintigrafie pankreatu".
- Diagnostika malabsorpce žlučových kyselin
pomocí ⁷⁵Se- kyseliny tauroselcholové, při hodnocení snížení absorpční funkce terminálního ilea (např. u Crohnovy choroby, zánětlivého či toxického poškození). Je zmíněna rovněž v §4.9.3, pasáž "Diagnostika malabsorpce žlučových kyselin".
- Scintigrafie ......... .?....další.................?.........

--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------
Autorská poznámka k §4.9 "Klinická scintigrafická diagnostika v nukleární medicíně"
--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------
Autor tohoto pojednání je fyzik, kterému v podstatě nepřísluší vyjadřovat se ke klinickému významu scintigrafických metod. Avšak již několik desítek let se zabývám nejen jadernou a radiační fyzikou, ale i jejími aplikacemi v biologii a medicíně, matematickým modelováním a počítačovým vyhodnocováním scintigrafických studií. Účastnil jsem se výzkumu a vývoje řady metod nukleární medicíny. Během své 40-leté úzké spolupráce s kolegy lékaři v oblasti nukleární medicíny jsem tak trochu "načichl" i klinickými aspekty radioisotopových metod. Není to však má vlastní profesní "parketa" a tak se omlouvám za jistě řadu zjednodušení při výkladu jednotlivých scintigrafických vyšetřovacích metod v klinické nukleární medicíně. My fyzikové to všechno vidíme příliš "mechanisticky" a zjednodušeně, zajímáme se především o vnitřní mechanismy a podstatu studovaných jevů, avšak konkrétní medicínskou stránku nemusíme postihovat dostatečně komplexně...
Toto pojednání si v §4.9 rozhodně nečiní nárok "konkurovat" pracem (knihám, skriptům, článkům v časopisech) jistě erudovanějších kolegů lékařů z oblasti nukleární medicíny. Cítil jsem jen jakýsi "dluh" a výzvu se vyjádřit (byť možná diskutabilně..?..) ze svého úhlu pohledu i ke klinickým aspektům tak pěkné a zajímavé metody, jakou je scintigrafie v nukleární medicíně.
Jedná se zde spíše o doplnění podrobného výkladu fyzikálních a technických aspektů scintigrafie v předchozích §4.1-4.7 pojednání "Scintigrafie". §4.9 je určen spíše fyzikům, technickým pracovníkům a radiologickým asistentům působícím v oboru nukleární medicíny i jinde, jakož i studentům fyzikálních, biomedicínských či lékařských oborů.
§ Uvítám připomínky kolegů §

Druh kamery	Vnitřní prostorové rozlišení	Detekční účinnost ( pro ^99mTc)	Energetické rozlišení	Max. četnost impulsů
Angerova kamera s NaI(Tl)	4 mm	60 cps/MBq	10 %	3.10⁵ cps
Polovodičová CZT kamera	2,5 mm	85 cps/MBq	6 %	6.10⁵ cps

4.9.1. Thyreologická radioisotopová diagnostika	4.9.2. Nefrologická radionuclidová diagnostika
4.9.3. Diagnostika gastro-intestinálního traktu - jater a žlučových cest, pankreatu, jícnu a žaludku	4.9.4. Nukleární kardiologie
4.9.5. Scintigrafie plic (nukleární pneumologie)	4.9.6. Onkologická radionuklidová diagnostika
4.9.7. Scintigrafie skeletu	4.9.8. Scintigrafická diagnostika v neurologii - CNS
4.9.9. Radionuklidová flebografie a lymfoscintigrafie; Sentinelové uzliny. Značené krevní elementy.	4.9.10. Méně významné a řidčeji používané radionuklidové vyšetřovací metody

Zpět: Jaderná fyzika a fyzika ionizujícího záření
Jaderná a radiační fyzika	Detekce a spektrometrie záření	Aplikace záření
S c i n t i g r a f i e	Počítačové vyhodnocování scintigrafie	Radiační ochrana
Gravitace, černé díry a fyzika prostoročasu \| Antropický princip aneb kosmický Bůh
AstroNuklFyzika ® Jaderná fyzika - Astrofyzika - Kosmologie - Filosofie

Druh tkáně:	voda	krev okysličená	krev neokysličená	tuk	svaly	proteiny	šedá hmota mozková	bílá hmota mozková	játra	ledviny
T1 [ms]	4300	1350	1350	250	880	250	920	780	490	650
T2 [ms]	2200	200	50	70	50	<= 1	100	90	40	70

¹²³I-ioflupane	¹²³I-ioflupane	¹²³I-IBZM

fyziologický Parkinson syndrom 2. stupně
Normální a patologické obrazy s ¹²³I-ioflupane a s ¹²³I-IBZM (scintigrafické obrázky pořídil MUDr. M.Havel, PhD., KNM FN Ostrava)


2. Aplikace záření		4. Počítačové vyhodnocování scintigrafie

Radionuklidová scintigrafie - gamagrafické zobrazení radioindikátoru v nukleární medicíně