Диссертация (1144157), страница 4

Просмтор этого файла доступен только зарегистрированным пользователям. Но у нас супер быстрая регистрация: достаточно только электронной почты!

Текст из файла (страница 4)

Активность определяют, как функцию от времени,из серий последовательных сканирований или прямыми измерениями активностив материале биопсии ткани, крови или измерении активности радионуклида,вводимой пациенту. Для оценки активности в органах-источниках, в которыхпровести измерения невозможно используют отдельные теоретические модели.̃( , ) = ∫0 ( , ) (3)Интегрированный по времени коэффициент активности ̃ определяют какотношение интегрированной по времени активности к введенной активность 0(формула 4).

Эту величину также называют временем удержания, с. Рисунок 2наглядно демонстрирует зависимость активности от времени. Площадь под кривойфункции зависимости активности от времени определяют как площадьпрямоугольника (∫0 ( , ) = ̃( ) ∙ 0), а ̃( ) можно описать как среднеевремя, которое активность находится в органе-источнике:̃( ) =̃( )0(4)18Значение определяют из уравнения (5), которое содержит энергиюиспускаемого излучения E, вероятность испускания (выход) Y излучения энергииE, коэффициент поглощения ϕ и массу ткани-мишени ( ). Коэффициентпоглощения испускаемой энергии, которая поглощается органом-мишенью,находится в пределах от 0 до 1. Он зависит от формы и размера источника имишени, расстояния и материала источника и мишени, а также от вида и энергииизлучения:=ϕ(5)( )Рисунок 2. Коэффициент интегрированной по времени активности в органеисточнике, определенный как отношение интегрированной по времени активностик введенной активности спустя среднее время, которое активность находится воргане-источнике.Произведение испускаемой энергии E на вероятность ее испускания Yобозначим ∆, равное средней испускаемой энергии за один ядерный распад.

Полнаяконцепция также включает суммирование по всем переходам i за распад: ( → ) = ∑∆ ϕ( ← ,)( )(6)19Коэффициент поглощения, отнесённый к массе органа-мишени, называетсяудельным коэффициентом поглощения Ф:Ф ( → , ) =ф( ← , ,)( ,)(7)Общая средняя поглощенная доза в области-мишени D( ) дана для суммыотдельных вкладов от каждой области органа-источника (формула 8).Собственная поглощенная доза часто дает наибольший вклад в общуюпоглощенную дозу органа-мишени. Собственную поглощенную дозу приводят,когда орган-источник и орган-мишень одинаковы, кросс-поглощенную дозуприводят в случае, когда орган-источник и орган-мишень различны.

( , ) = ∑ ∫0 ̇ ( , ) = ∑ ∫0 ( , )( ← , )(8)где ̇ ( , ) – мощность поглощенной дозы, мГр/с, – период интегрирования, с.Физическое значение интегрированной по времени активности в органе-источникеопределяют исходя из количества распадов в соответствующий временнойпромежуток. Интегрированную по времени активность называют накопленнойактивностью [92].Активность как функция от времени ( , ) может быть описана как суммаэкспоненциальных функций (9), где j обозначает число экспонент, – активностьпо j-й экспоненциальной функции, – постоянная распада радионуклида, –константа биологического выведения и t – время после введения РФП.

Сумма по jкоэффициентов дает общую активность в области-источнике во время введенияРФП (t=0):( , ) = ∑ ∙ −(+ )(9)Постоянная распада равна натуральному логарифму от 2 (ln2 = 0,693),делённому на период полураспада. Постоянная распада соответствует наклонукривой экспоненциальной функции и описывается:20=Физическийпериод2(10)1/2полураспадаи1/2биологическийпериодполувыведения 1/2, могут быть скомбинированы в эффективный периодполураспада 1/2, (формула 11).

Эффективный период полураспада всегдакороче биологического и физического периодов полураспада в отдельности:11/2,=11/2,+1(11)1/2Накопленную активность в соответствующий временной промежутокопределяют, как интеграл экспоненциальной функции по времени.Для изучения биокинетики биологической системы используют камерныемодели, в которых биологическую систему разбивают на камеры, связанныекоэффициентами передачи (Рисунок 3). Одну камеру выбирают в качествеосновного обменного узла (кровеносная система), в которую вводят РФП,остальные под-камеры представляют органы-источники.

Определение ̃ каждойкамеры подразумевает решение связанных дифференциальных уравнений, которыеописывают передачу РФП между камерами и его выведение. Для подгонкикамерной модели используют экспериментальные данные, полученные при ПЭТсканировании пациентов через определенные промежутки времени после введенияРФП.

Решение кривой время-активность для каждой камеры происходит путемподбора коэффициентов скорости передачи между камерами до тех пор, покамодель не сойдется наилучшим образом с данными. Для этого используютспециальные программы, например, SAAM II.Для определения дозы каждого исследуемого органа учитывают вкладыинтегрированной по времени активности от всех органов-источников ссоответствующимиспециальныедозовымиматематическиекоэффициентами.программы,Дляэтогопредназначенныеиспользуютдлярасчетавнутренних доз, например, OLIDA [99, 122], IDAC [38, 39].21Рисунок 3. Пример многокамерной модели из программы SAAM II [41].Внутреннюю дозиметрию для РФП в радионуклидной диагностике проводятдля оптимизации радиационной защиты пациентов и обеспечения точностиполучаемой диагностической информации.

Оптимизацию применяют ко всемпациентам, проходящим ПЭТ-исследование. По этой причине используютусредненную модель фармакокинетики для определения интегрированной повремени активности и мощности поглощенной дозы для РФП на основании данныхреферентного фантома мужчины. Значения мощности поглощенной дозы отединицы активности, S, для некоторых комбинаций радионуклидов и органовмишеней сгенерированы методом Монте-Карло для компьютерных моделей телачеловека. При расчете поглощенных доз пациента используют мощностьпоглощенной дозы (значение S) модели референтного человека, считая, что иханатомии совпадают.22Для наиболее распространенных РФП, применяемых в диагностике, данныео биокинетических моделях и кинетике детально изучены и приведены в 53, 80, 106и 128 Публикациях МКРЗ [70, 72, 74, 75]. Например, согласно приведенной моделидля наиболее распространенного РФП – фтордезоксиглюкозы, меченной18F (18F-ФДГ), применяемого в ПЭТ-диагностике, наибольшее накопление наблюдаетсядля сердца (0,04), головного мозга (0,08), печени (0,05), легких (0,03) и другихорганов (0,80) [72].

Удержание РФП в органах-источниках считают бесконечным.Принимают, что 30% активности, накопленной в других органах, выводится смочой.Кроме параметров биокинетических моделей в публикациях МКРЗприведены доли поглощенной энергии излучения в органах-источниках и ворганах-мишенях. Все особенности метаболизма наиболее распространенныхРФП,используемыхвдиагностике,ирадиационныехарактеристикирадионуклидов учтены при вычислении дозовых коэффициентов, KD, равныхпоглощенной дозе в органе от поступления единицы активности (1 МБк) ворганизм человека в единицах Гр/Бк [70, 72, 74, 75].На основе оценок поглощенных доз для стандартного перечня органов, длякоторых определены тканевые взвешенные коэффициенты риска отдаленныхпоследствий, рассчитаны коэффициенты для эффективной дозы, k РФП, Зв/Бк.Дозиметрические данные приведены для РФП, для которых разработаныобобщенные биокинетические модели, прошедшие международную экспертизу,которые описаны в литературе и применяются в мировой практике ядерноймедицины или в клинических исследованиях.

Расчеты сделаны для нормальногообмена РФП в организме, и в некоторых случаях приведены расчеты дляпатологических состояний.Согласно отечественному санитарному законодательству оценку и учет дозпациентов в ПЭТ-диагностике следует проводить в соответствии с методическимиуказаниями МУ 2.6.1.3151-13 «Оценка и учет эффективных доз у пациентов припроведении радионуклидных диагностических исследований» [17].231.4.2. Дозиметрия внешнего облучения.В отличие от рутинной рентгенографии компьютерные томографы неоснащены дозиметрами для измерения дозы каждого пациента. Существует тринаиболее распространенных метода оценки доз пациентов от КТ-исследований.Первый и наиболее распространенный в клинической практике методоснован на использовании для получения дозовых характеристик КТ компьютернотомографического индекса дозы (Computed Tomography Dose Index, CTDI) [7, 77]и произведения дозы на длину сканирования (Dose Length Product, DLP).

Этизначения определяются системой автоматически и доступны после каждогоисследования. Измерения проводят предварительно в соответствии со специальнойметодикойвгомогенныхцилиндрическихфантомах,изготовленныхизполиметилметакрилата. Тело взрослого человека разбивают на две анатомическиечасти (голова + шея и туловище), которые моделируют цилиндрами диаметрами 16см и 32 см, соответственно (Рисунок 4).Рисунок 4. Пример фиксации в фантомах головы и торса пальчиковойионизационной камеры.24В этом методе получают значение CTDI как интеграл от профиля дозы внутрифантома головы или торса D(z) вдоль оси z, параллельной оси ротации, за одиноборот рентгеновской трубки, деленный на номинальную толщину слоя T:CTDI 1T D( z )dz , Гр(12)Реально при проведении измерений, согласно подходу МеждународнойЭлектротехнической Комиссии (International Electrotechnical Commission, IEC) иЕвропейскойКомиссии(EuropeanCommission,EC)[57,79],пределыинтегрирования ограничены 100 мм (длина пальчиковой ионизационной камеры):50 ммCTDI 100 D( z )dz, ГрN i  Ti50 мм(13)где Ni - количество срезов, Ti - толщина каждого среза за один оборотрентгеновской трубки, z – ось движения стола (Рисунок 5).Рисунок 5.

Пример профиля дозы вдоль оси движения стола (T = 10 мм).Значения CTDI100 в центре (CTDI100,с) и на периферии (CTDI100,p) стандартногоКТ-фантома головы или торса могут быть использованы для оценки среднейпоглощенной дозы в фантоме за один оборот рентгеновской трубки с помощьюследующего соотношения:25CTDI w CTDI 100,c  2  CTDI 100, p3, Гр(14)где CTDIw – взвешенный компьютерно-томографический индекс [57].Согласно европейскому руководству по критериям качества [57] припроведении КТ-дозиметрии рекомендовано проводить измерения CTDI100,с вцентре КТ-фантома головы или торса, а CTDI100,p на глубине 10 мм подповерхностью фантома.В спиральной компьютерной томографии используют значение объёмногокомпьютерно-томографического индекса дозы – CTDIvol, которое определяют поформуле 15:CTDI vol CTDI w, Грp(15)где CTDIw – измеренное значение взвешенного компьютерно-томографическогоиндекса дозы, мГр; p – питч фактор, отн.ед.

[77].Значение DLP – доза за все исследование, её определяют как произведениеCTDIvol на длину сканирования (L) по формуле 16:DLP  CTDI vol  L , мГр см.(16)Для определения эффективной дозы у пациентов используют коэффициентыперехода от значения DLP, вычисления проводят по формуле 17:E КТ   DLPj  k КТ , j , мЗв(17)jгде: DLPj – произведение дозы на длину за j-тое сканирование, мГр·см; k КТ , j –коэффициент перехода для j-той анатомической области, мЗв/(мГр·см).Для наиболее распространенных КТ-исследований дозовые коэффициентыдля оценки эффективной дозы, согласно Публикации МКРЗ 60 приведены в МУ2.6.1.2944-11 «Контроль эффективных доз облучения пациентов при проведениимедицинских рентгенологических исследований» (Таблица 2) [10].

Характеристики

Список файлов диссертации