Name: バイ次元空間での放射線源を見つけるために構築の基本的なポジトロン放出断層撮影システム (動画) | JoVE Journal
Uploaded: 2016-02-01T13:00:00.000+00:00
Duration: 14 min 19 s
Description: 学ぶPETシステムの構築と動作原理を医療物理学の学生向けに実践的に示す方法。光電子増倍管とシンチレータを用いた検出器を組み合わせ、二次元空間で放射線源を位置特定する教育用プロトタイプの製作手順を解説する。

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CINVESTAVの物理学部の財政的支援に非常に感謝しています。また、技術者のマルコス・フォンテーヌ・サンチェスにも、セットアップに多大な協力をしていただいたことに感謝します。このドキュメントの英語版をレビューしてくださった Sarah LaPointe さん、ありがとうございました。

PETのセットアップの調製<ol><li> PMTのプラスチックシンチレータ片と相まってを準備します。 PMTの種類（大きさ、光電面の形状）に応じてPMTの光電面に合うように適切なシンチレータピースを構築します。 <ol><li>黒いテープでシンチレータ片を包みます。それはPMTの光入射と結合されるように、明らかに片側のままにしておきます。 注：これらの作品は以前に光蓄積損失を回避するために研磨されることが重要です。 </li></ol></li><li>それに光学グリースとシンチレータの覆われていない顔を適用するアルコール（70％の商用アルコール濃度）とPMTの光入射を清掃してください。シンチレータとPMT面を結合し、より黒のテープでそれらをラップします。 <ol><li> （この場合はバイアス14 VバイアスにケーブルがすべてのPMTのために含まれており、電圧制御用の0.5 V）電源電圧にPMTを接続します。接続することにより、PMTからの信号を識別標準的なデジタルオシロスコープのチャネルへのPMT信号ケーブル（信号ケーブルはまた、すべてのPMTのために含まれています）。研究室で光をオン/オフするときに光の損失がないことを確認するために、信号の振幅の変化を観察します。検出器は、シンチレータプラスPMTを意味し、4つの検出器のそれぞれについて、この手順を繰り返します。 </li></ol></li><li>別の検出器の対応する部分の上に一つの検出器のシンチレータ部分を配置することによって、一致システムを構築します。 NIMクレートに弁別し、ロジック部モジュールと呼ばれる2つのNIM（核音源モジュール）の楽器を置きます。 </li><li>弁別器モジュールの入力に検出器からの出力信号を接続します。論理ユニットのフロントパネルでこのロジックケースを選択することで、モードで論理ユニットを使用してください。論理ユニットの入力に2つの弁別出力を接続します。 注：と2つの方形の信号が同時にまたは偶然に到着したときに選択した論理演算です。 </li><li>共同（偶然に両方の検出器を打つ宇宙線によって作成された）イベントをカウントする（デジタル信号をカウント）スケーラモジュール内の論理ユニットの出力信号nnect。 </li></ol> 2. PETで信号を取得<ol><li>先に定義した正方形領域の対角に両方の検出器を配置するので、代わりに宇宙線を使用するのではなく、彼らはお互いに直面し、20センチ離れており、1.4と1.5が、今回と同じ運動を行う（宇宙線を務めていました暫定自然放射線源）、ナ-22放射線源を使用しています。 <ol><li>両検出器間の中距離での放射線源を配置し、スケーラーモジュールを介してデータ収集を行います。システムは、設定および一致を得るために使用される論理ブロックの概略構成は図1、図2、 及び図3に見ることができます。 </li></ol></li><li> 2差別のPMTの出力を接続することにより、到来する信号の時間差を測定しオシロスコープで一致出力。三つの信号の各々は、オシロスコープの入力に進みます。オシロスコープの画面に3平方の信号が存在することになります。水平スケール（タイムスケール）を持つ2つの差別信号の時間差を測定します。 注：放射性源は両方の検出器の中間に直接なると平均上の正方形差別の信号間のほとんど、あるいはまったく分離または時間差があるでしょうし、放射線源は、中心から外れていると、PMTの1に近い、その後平均的に時間差があるでしょう。 </li><li> CAMAC（コンピュータ自動計測・制御）TDC（時間デジタル変換器）モジュールの8チャネルの1つに、これらのタイミング信号を送信します。これを行うには、その後、検出器は「STOP」と呼ばれ、TDCの入力に出力を区別接続 &quot;START&quot;と呼ぶ論理およびTDC出力を入力に接続します。信号遅延MODUを通じて遅延する必要がありますルこの信号は、他の2つの停止信号を前に到着するためには、いくつかのナノ秒（ 図4参照）。 </li><li> （第3のステップを参照）は、ソフトウェアプログラムを介してオシロスコープで示したTDCカウント単位対時間を調整します。すべての位置の平均時間差（ステップ2.3）を測定し、放射線源と検出器のうちの1つとの間の距離分離を使用して、このキャリブレーションを行います。このキャリブレーションを行うための標準バスのGPIB（汎用計測バス）を介して異なるモジュールとコンピュータの間のソフトウェアの通信を確立します。 </li></ol> 3.仮想計測器インターフェイスの構築<ol><li> LabVIEWソフトウェアまたは類似のソフトウェアをダウンロードし、使用しています。 注：LabVIEWで動作するためには、「Gプログラミング言語」のいくつかの知識を持っていることが必要です。この言語では、何のコードが書かれなければならず、実行されたすべてのアクションは、ソフトウェアツールの淡いから行うことができます。実用的な例で簡単ガイドでは、ヘルプツールで見つけることができます。 </li><li> TDCの出力データを保存するには、フロントパネルのツールパレットから配列ユーティリティ（プログラミング変数コンテナ）を選択します。 注：「フロントパネルには、「ユーザーへのバーチャル・インストゥルメントと「ブロック図」のグラフィックインターフェースは、ソフトウェアプログラミングのために使用されています。 </li><li>プロットメニューの論理装置を選択することにより、データ収集（TDCからの時間データ）をプロットします。ソースのすべての位置に関連したプロットデータを識別します。いくつかのセンチによって検出器ラインからソースまでの距離を変化させることによってこれを行います。 </li><li>数学的なメニューのツールから統計関数（平均）を使用したデータの平均を取り、平均を中心値の間隔を選択します。その後、プログラミング・ロジックに従って、この区間外の値を持つすべてのデータを削除するために、アレイのメニューから必要なツールを使用し、続きます。 </li><li>目から指標を選択各アレイに格納されるデータの数を表示し、格納されたデータの最大数を有するいくつかの容器を識別するための電子ブロック図ツールパレット。 </li><li>ステップ3.5で選択した各配列内のデータの平均値を取得し、このためのLabVIEWのブロックダイアグラムのツールパレットを使用して、各ソース位置のための時間間隔値のセットを確立するために、この情報を使用します。 </li><li>一連の測定のためのステップ3.6で得られた平均値を格納するために、フロントパネルのツールパレットからインジケータの配列を選択します。 </li><li>ステップ3.7からのそれぞれの間隔をおいてそれぞれの位置に関連して、フロントパネルのツールパレットから配列内の1つの仮想LEDに各間隔を関連付けるために、ブロック図のツールパレットからケース構造を選択します。 </li><li>放射線源が近い一つの検出器への途中から移動させると、LEDのプログラミング・アレイ内の仮想ソースの動きを観察します （図5を参照してください。それぞれの信号は、TDCチャネルに到着するのにかかる時間に注意してください</stroNG&gt;）コンピュータで右に移動します。 </li><li>合計時間取得のためのフロントパネルのツールパレットからの制御（可変プログラミング要素）を含めます。 注：ポジショニングの効率は、この制御時ツールに依存します：取得にかかる多くの時間、より正確に放射線源をシミュレートする仮想オブジェクトが正しい位置を与えます。 </li></ol> 4.グラフィカル結果<ol><li>キャリブレーションのために、検出器の結合対の一方を基準に任意の中間の位置にソースを配置します。 30分間の測定値を取り、取得したデータで、2分ごとに蓄積された値の平均を取ります。異なるソース位置については、このプロセスを繰り返し、全ての位置で各検出器からの平均値をプロットした（ 図6、図7）。検出器値の差を図8にプロットされています。 </li><li>より良いRESUを取得するにはLTS、同様のデータ値を有する選択二つの検出器の対を形成します。これを試験するために、この場合には0.5 V.開始スケーラ入力に検出器の出力を接続することにより、一定時間スケーラモジュールと検出された事象の数を測定し、その低い値にPMT制御電圧をかけます。 0.01 Vで電圧を大きくして、もう一度測定します。 0.9 V.この場合には、最大の可能な制御値に到達するために、このプロセスを繰り返し<ol><li>半対数スケールでの制御電圧に対する検出されたイベントの数をプロットする（ 図9参照）。カップル同様の分布を有する検出器のペア。 </li></ol></li><li>システムの感度をテストするには、このケースでは5つありますが、線に沿っていくつかの等間隔の中間位置に放射線源を配置します。各位置での5分間のデータを取得し、（ 図10及び11参照）、それぞれ独立に検出するために得られた値の平均値および中央値をプロットします。 </li></ol>

<ol><li>Cerello, P., Pennazio, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((An+innovative+detector+concept+for+hybrid+4D-PET%2FMRI%5BTitle%5D)+AND+%22Imaging.+Nucl.+Instr.+Meth.+Phys.+Res%22%5BJournal%5D)">An innovative detector concept for hybrid 4D-PET/MRI.</a> Imaging. Nucl. Instr. Meth. Phys. Res. 702, 1-3 (2013).</li>
<li>Muehllerher, G., Karp, J. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Positron+tomography+emission%5BTitle%5D)+AND+%22Phys.+Med.+Biol%22%5BJournal%5D)">Positron tomography emission.</a> Phys. Med. Biol. 51, R117-R137 (2006).</li>
<li>Conti, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((State+of+the+art+and+challenges+of+time+of+flight+PET%5BTitle%5D)+AND+%22Physica+Medica%22%5BJournal%5D)">State of the art and challenges of time of flight PET.</a> Physica Medica. 25 (1), 1-11 (2008).</li>
<li>Abreu, Y., Piñera, I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Simulation+of+a+PET+system+and+study+of+some+geometry+parameters%5BTitle%5D)+AND+%22AIP+conference%22%5BJournal%5D)">Simulation of a PET system and study of some geometry parameters.</a> AIP conference. 1032, 219-221 (2008).</li>
<li>Langner, J. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=%22Development+of+a+parallel+Computing+optimized+head+movement+correction+method+in+PET%22">Development of a parallel Computing optimized head movement correction method in PET</a>. , University of Applied Sciences in Dresden. Saxony, Germany. (2003).</li>
<li>Budinger, T. F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Time-of-flight+PET%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Nucl+Med%22%5BJournal%5D)">Time-of-flight PET.</a> J. Nucl Med. 28 (3), 73-78 (1983).</li>
<li>Leo, W. R. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aLeo%2C+WR+%22Techniques+for+Nuclear+and+Particle+Physics+Experiments%22">Techniques for Nuclear and Particle Physics Experiments</a>. , second, Springer-Verlag. Germany. (1987).</li>
<li>Budinger, T. F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Instrumentation+trends+in+nuclear+medicine%5BTitle%5D)+AND+%22Semin+Nucl+Med%22%5BJournal%5D)">Instrumentation trends in nuclear medicine.</a> Semin Nucl Med. 7 (4), 285-297 (1977).</li>
<li>Burnham, C., Bradshaw, J., Kaufmann, D., Chesler, D., Browner, G. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+Positron+tomography+employing+a+one+dimension+BGO+scintillation+camera%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Trans.+Nucl.+Sci%22%5BJournal%5D)">A Positron tomography employing a one dimension BGO scintillation camera.</a> IEEE Trans. Nucl. Sci. 30 (1), 661-664 (1983).</li>
<li>Burnham, C., Bradshaw, J., Kaufmann, D., Chesler, D., Steams, C. W., Browner, G. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Design+of+a+cylindrical+shape+scintillation+camera+for+positron+tomographs%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Trans.+Nucl.+Sci%22%5BJournal%5D)">Design of a cylindrical shape scintillation camera for positron tomographs.</a> IEEE Trans. Nucl. Sci. 32 (1), 889-893 (1985).</li>
</ol>

競合する金銭的利益はありません。

このシステムの1つの重要な側面は、空間と時間解像度で非常に良好な制御を持つことです。 PETの空間分解能は、放射性崩壊と消滅の物理的特性によってだけでなく、一致登録（1.1および1.2ステップ）の技術的側面 ​​により、検査5時のような物体の動きなどのエラーの外部ソースによって制限されます。このように、測定された正確な位置はTOF差（ステップ2.4​​）に依存します。一つの技術は、優れた時間分解能がTOF 6の分布の半値全幅（FWHM）を測定している実現しています。 各PMTは、「プラトー」と呼ばれる7,8-曲線を得ることによって特徴づけられました。この曲線は、半対数スケールで制御電圧対PMTによって検出されたイベントの数を表します。最も平坦な部分は、高い安定性のゾーンに対応しています（ 図9を参照）。 int型を取るために別の特性Oアカウントは、このプラトー領域における電圧値の安定性です。この場合には0.82 Vは、制御電圧（ステップ4.2）として使用しました。 <p cl...

陽電子放出断層撮影法は、体の内部の組織および器官のデジタル画像を得るために使用される非侵襲性のイメージング技術です。様々な非侵襲的技術は、一つには、コンピュータ断層撮影（TAC）及び磁気共鳴イメージング（MRI）などの患者の内部の仕組みの画像情報を取得することを可能にするものが存在します。どちらも、良好な空間分解能が得られ、さらに解剖学的および生理学的研究における用途に使用されます。比較的PETは少ない空間分解能を与えるが、それは、目的のゾーンで発生する代謝に関するより多くの情報を提供しています。 PETは、広く、機能および形態学的情報を得るために使用されます。その主な臨床応用は、腫瘍学、神経学及び心臓学の分野です。また、PET画像は、医師がより良い診断を与えるのを助ける例えば、腫瘍治療計画を確立することができます。 PETシステムの基本的な動作原理は、二つのフォーの検出であります陽電子 - 電子消滅対からのトンまたはガンマ線の両方が共通のPMTに結合されたシンチレータ結晶で構成され、検出器に向かって反対方向に飛行。シンチレータ結晶は、光電プロセスを介して電気パルスを光信号に変換するPMTを移動する可視光の中にガンマ線を変換します。ダイノードと呼ばれるPMTの電子機器の内部読出しシステムに送信する前に、電荷の大きさを増加させる、存在しています。陽電子（正に帯電した電子は）体の血流に注入された同位体流体、によって放出されたときに、これらの2検出された光子が作成された、体内の電子と消滅。偶然のリードアウトシステム対策2つのバック・ツー・バックの光子の到着時間の時間基準に関して、それが違いを得るために、両方の時間を基質さらに。システムは、空間位置WHを計算するために、この時間差を使用して両方の光子を放出された放射線源をERE、従って、電子・陽電子の消滅が発生した場所。 PETシステムのいくつかの特徴は、画像の品質を最適化するために、空間及び時間分解能を高めるために定義されなければなりません。考慮すべき一つの特徴は、2つの光子が消滅過程の後に移動する距離として定義される応答の線（LOR）、です。考慮すべきもう一つの特徴は、飛行時間（TOF）です。画像の品質は、外部の特徴、主に身体の臓器や治療セッション1の間の患者の動きに依存します。 PETシステムで使用される同位体はベータ+エミッタと呼ばれています。これらの同位体は、（秒程度）の短い半減期を有します。安定した要素が核反応を引き起こして陽子や重陽子を衝突されたとき、彼らは、粒子加速器（サイクロトロン）で生産されています。このような反応は、とりわけ、このようなC-11、N-13、O-15、F-18のような不安定な同位体に安定した要素を変換2。 PETの2つのタイプがあります。 （1）従来：これは、消滅が発生し、それに沿ってラインを識別するためにのみ、TOF情報を使用していますが、それは2つの光子の原点の場所を決定することができません。それは、これを推定するために、追加の分析や反復再構成アルゴリズムを必要とします。 （2）TOF PETは：放出された陽電子の消滅位置を特定するためにTOF差を利用しています。時間分解能は、ローカリゼーション確率関数3のカーネルとして再構成アルゴリズムにおいて使用されます。 私たちの主な目的は、宇宙での放射線源の位置を特定するために使用され、PETの主な機能を実証することです。ここで提案されているPETシステムセットの主な範囲は、学術、公共のための基本的なPETの構築ガイドを提供するために、簡単な方法で、その主なプロパティで、説明することです。

<table><tbody><tr><td>低しきい値 弁別器</td><td>CAEN</td><td>N845</td><td></td></tr><tr><td>ロジックユニット</td><td>Lecroy</td><td>365AL</td><td></td></tr><tr><td>時間遅延</td><td>CAEN</td><td>N108A</td><td></td></tr><tr><td>オシロスコープ</td><td>Tektronic</td><td>TDS3014C</td><td></td></tr><tr><td>クワッドスケーラーとプリセットカウンター</td><td>CAEN</td><td>N1145</td><td></td></tr><tr><td>TDC</td><td>Lecroy</td><td>2228</td><td></td></tr><tr><td>PMT&RSQUO;s</td><td>浜松</td><td>H5783p</td><td></td></tr><tr><td>パワーシャーシ</td><td>Lecroy</td><td>1403</td><td></td></tr><tr><td>GPIB インターフェース</td><td>Lecroy</td><td>8901A</td><td></td></tr><tr><td>NIM 電源</td><td>Lecroy</td><td>1002B</td><td></td></tr><tr><td>CAMAC クレート</td><td>Borer-co</td><td>1902A</td><td></td></tr><tr><td>シンチレータ クリスタル</td><td>バイクロン</td><td>408</td><td>1 cm x 2 cm x 5 cm</td></tr><tr><td>電源</td><td>Agilent</td><td>E3631</td><td></td></tr><tr><td>Na 22 放射線源</td><td></td><td></td><td>放射能 2&nbsp;&mu;Ci</td></tr><tr><td>Software LabView 7.1</td><td>National Intruments</td><td></td><td></td></tr><tr><td>lemo ケーブル コネクタ</td><td></td><td></td><td>2&nbsp;nsec, 3&nbsp;nsecおよび8&nbsp;NSEC</td></tr><tr><td>アイソレータフィルム</td><td></td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

バイ次元空間での放射線源を見つけるために構築の基本的なポジトロン放出断層撮影システム

A Basic Positron Emission Tomography System Constructed to Locate a Radioactive Source in a Bi-dimensional Space

単純なポジトロン放出断層撮影（PET）のプロトタイプは、完全に、その基本的な動作原理を特徴付けるように構成されています。 PETのプロトタイプがPETの幾何学的中心に配置された放射線源から放出された2つのガンマ線を検出するように対向する位置に配置されている光電子増倍管または​​PMTのにプラスチックシンチレータ結晶を結合することによって作成されたセット・アップします。プロトタイプは、直径20cmの円、中央の放射線源に幾何学的に配置された4つの検出器で構成されています。中心から放射線源のセンチメートルを移動させることにより、システムの一つは、この情報を使用して、システムは、グラフィカル・インターフェース内の仮想位置を算出することができる、任意の二つのPMTの間の飛行の差の時間を測定することによって変位を検出することができ、。この方法では、プロトタイプは、PETシステムの主要な原理を再生します。これはデの2行の4センチ間隔でソースの実際の位置を決定することが可能です2分未満を取るtection。

二つの主要な結果は、このPETシステムで達成されます。最初に：本当の放射性サンプルを動かす仮想放射線源の視覚効果との間の効率的な同期。このプログラムでは、ユーザーが取得時間のコントロールを持って、同じ位置に繰り返し数は、取得データの周りの間隔の変化量は、とりわけ、意味します。第二の二つの信号間の時間差を取得するために、一致ロジックの簡単な構造の構築、元の最終位置を計算するために距離を、この時間差に変換します。 1検出ラインでは、偶然や外部ノイズからの信号を区別するために、唯一の論理モジュールを使用するのに十分である「AND」。この場合、両方がそれらの論理モジュールを必要とする2つの検出線があります。検出器の数が増加するが、それは、必要がある場合別の検出線とも含む「OR」モジュール（ 図3参照）。 ...

私たちは、シンプルでありながらよく構成された陽電子放出断層撮影法(PET)システムを提示し、その基本的な動作原理を解明します。このプロトコルの目標は、ユーザーが単純なPETシステムの構築とテストを行うのをガイドすることです。

A simple Positron Emission Tomography (PET) prototype has been constructed to fully characterize its basic working principles. The PET prototype was ...

本実験の全体的な目的は、2組の光検出器を用いてポジトロン断層撮影（PET）システムの基本原理を示すことです。市販のPETシステムではなくこのプロトタイプを使用する主な利点は、PETの基本的な動作原理をユーザーが明確に理解できる点にあります。このシステムの構想は、医学物理学分野の修士課程学生向けに研究室での活動を充実させたいと考えた際に、初めて生まれました。手順のデモンストレーションは、私の研究室の技術者であるMarcus Fontaineが行います。まず、検出システムの準備を行い、PET装置のセットアップを開始してください。光電子増倍管と研磨済みのプラスチックシンチレータを用いて、各検出器を作成します。良好なカップリングを可能にするため、シンチレータ片を光電子倍増管の入口のサイズと形状に合わせて設計します。次のステップは、シンチレータを黒いテープで巻くことです。光電子倍増管の入口に結合させるため、一面は巻かずに残しておきます。シンチレータを脇に置き、光電子増倍管の作業を開始します。アルコールと清潔な布を使用して、光電子増倍管の光入射口を清掃してください。清掃後、光学グリスを準備し、光入射口が完全に覆われるまで塗布します。シンチレータに戻り、露出している表面に光学グリスを塗布します。光学グリスの塗布後、光電子増倍管の光入射口とシンチレータの露出面を合わせます。その後、処理した2つの面を結合させます。検出器を完成させるために、この例に示すように、光電子増倍管とシンチレータをさらに黒いテープで巻きます。テストに進む前に、少なくとも4つの検出器を作成してください。検出器を電圧源と標準的なデジタルオシロスコープに接続してテストします。オシロスコープで信号をモニターしながら、研究室の照明を消灯および点灯させ、光漏れがないことを確認します。次に、光電子増倍管の出力をスケーラーに接続し、検出イベント数をカウントします。検出器の電圧を最低値（この場合は0.5 V）に調整します。次に検出器に注目します。ナトリウム22線源をシンチレーション部分の表面に直接置きます。スケーラーを使用して、3分間に検出されたイベント数を記録してください。次に、制御電圧を0.01 Vずつ上昇させます。この値および最大制御電圧に至るまでのすべての値について、検出イベントの測定時間を繰り返します。すべての検出器のテストが完全に完了した後、検出イベント数と制御電圧の関係をプロットします。このプロットには12個の検出器からのデータが含まれています。曲線が類似している2つの検出器を選択し、コインシデンスペアを形成します。例えば、このプロットにおける検出器OとIがそれに当たります。一致した2組のペアを特定した後、2つの同時計数システムを構築し、テストします。2つの適合した検出器を、一方の検出器のシンチレータ部分が

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