Name: Podstawowy system pozytonowej tomografii emisyjnej skonstruowany w celu lokalizacji źródła promieniotwórczego w przestrzeni dwuwymiarowej (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2016-02-01T13:00:00.000+00:00
Duration: 14 min 19 s
Description: Poznaj podstawowe zasady działania systemu pozytonowej tomografii emisyjnej zbudowanego z fotopowielaczy i scyntylatorów. Ten prototypowy układ demonstracyjny umożliwia studentom fizyki medycznej praktyczne zrozumienie techniki PET.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

playerTrialDesktop

Jesteśmy bardzo wdzięczni za wsparcie finansowe Wydziału Fizyki CINVESTAV. Chcemy również podziękować naszemu technikowi Marcosowi Fontaine'owi Sanchezowi za jego niezwykłą pomoc w konfiguracji. Wielkie podziękowania dla Sarah LaPointe za przejrzenie angielskojęzycznego tego dokumentu.

1. Przygotowanie konfiguracji PET
<ol>
	<li>Przygotuj PMT sprzężone z plastikowymi elementami scyntylatora. W zależności od rodzaju PMT (rozmiar, kształt fotokatody) zbuduj odpowiedni kawałek scyntylatora, aby pasował do fotokatody PMT.
	<ol>
		<li>Owiń kawałki scyntylatora czarną taśmą. Pozostaw jedną stronę odkrytą, ponieważ będzie ona sprzężona z wejściem światła PMT. 
		nuta: Ważne jest, aby elementy te były wcześniej wypolerowane, aby uniknąć strat związanych z akumulacją światła.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Oczyść wlot lampy PMT alkoholem (komercyjne stężenie alkoholu 70%), a następnie nałóż na nie i odkrytą powierzchnię scyntylatora smarem optycznym. Połącz powierzchnię PMT ze scyntylatorem i owiń je większą ilością czarnej taśmy.
	<ol>
		<li>Podłącz PMT do napięcia źródła (do każdego PMT dołączony jest, w tym przypadku polaryzacja 14 V i 0.5 V do kontroli napięcia). Zidentyfikuj sygnały pochodzące z PMT, podłączając sygnałowy PMT do standardowego kanału oscyloskopu cyfrowego (sygnałowy jest również dołączony do każdego PMT). Obserwuj zmiany amplitudy sygnałów podczas włączania/wyłączania światła w laboratorium, aby sprawdzić, czy nie ma strat światła. Powtórz ten krok dla każdego z czterech detektorów, gdzie detektor oznacza scyntylator plus PMT.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Zbuduj system koincydencji, umieszczając część scyntylacyjną jednego detektora nad odpowiednią częścią innego detektora. Umieść dwa instrumenty NIM (Nuclear Instrument Module) zwane modułami dyskryminacyjnymi i modułami jednostek logicznych w skrzyni NIM.</li>
	<li>Podłącz sygnały wyjściowe z detektorów do wejść modułu dyskryminatora. Użyj jednostki logicznej w trybie AND, wybierając ten przypadek logiczny na panelu przednim jednostki logicznej. Podłącz dwa wyjścia dyskryminatora w wejściach jednostki logicznej. 
	nuta: AND to operacja logiczna, która wybiera, kiedy dwa sygnały kwadratowe nadejdą w tym samym czasie lub w zbiegu.</li>
	<li>Podłącz sygnał wyjściowy jednostki logicznej w module skalera (który zlicza sygnały cyfrowe), aby zliczyć zdarzenia (powstałe w wyniku koincydencji promieni kosmicznych uderzających w oba detektory).</li>
</ol>
2. Odbieranie sygnałów za pomocą PET
<ol>
	<li>Umieść oba detektory w przeciwległych rogach zdefiniowanego wcześniej kwadratowego obszaru, tak aby były zwrócone do siebie i były oddalone od siebie o 20 cm, i wykonaj to samo ćwiczenie, co 1,4 i 1,5, ale tym razem, zamiast używać promieni kosmicznych (promienie kosmiczne służyły jako prowizoryczne naturalne źródło promieniotwórcze), użyj źródła promieniowania Na-22.
	<ol>
		<li>Umieść źródło promieniotwórcze w środkowej odległości między obydwoma detektorami i dokonaj akwizycji danych za pomocą modułu skalera. Układ systemu i schematyczny układ bloku logicznego użytego do uzyskania koincydencji można zobaczyć na rysunkach 1, 2 i 3.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Zmierz różnicę czasu przychodzących sygnałów, łącząc dwa dyskryminacyjne wyjścia PMT i wyjście koincydencji w oscyloskopie. Każdy z trzech sygnałów trafia na wejście oscyloskopu; Na ekranie oscyloskopu pojawią się trzy kwadratowe sygnały. Za pomocą skali poziomej (skali czasu) zmierz różnicę czasu dwóch sygnałów dyskryminacyjnych. 
	nuta: Gdy źródło promieniotwórcze znajduje się bezpośrednio pośrodku między oboma detektorami, separacja lub różnica czasu między kwadratowymi sygnałami dyskryminacyjnymi będzie niewielka lub żadna, a gdy źródło promieniotwórcze znajduje się poza środkiem i blisko jednego z PMT, wówczas różnica czasu będzie średnia.</li>
	<li>Wyślij te sygnały czasowe do jednego z ośmiu kanałów modułu TDC (Time to Digital Converter) CAMAC (Computer Automated Measurement And Control) TDC. W tym celu podłącz wyjście logiczne AND do wejścia TDC wywołania "START", a następnie podłącz wyjścia dyskryminujące czujkę do wejść TDC, które nazywają się "STOP". Sygnał AND musi być opóźniony przez moduł opóźniający o kilka nanosekund, aby sygnał ten dotarł przed pozostałymi dwoma sygnałami STOP (patrz rysunek 4).</li>
	<li>Skalibruj jednostki zliczające TDC w funkcji czasu pokazanego przez oscyloskop za pomocą oprogramowania (patrz kroki w rozdziale 3). Kalibrację tę należy wykonać, wykorzystując odległość między źródłem promieniowania a jednym z detektorów, mierząc średnią różnicę czasu (krok 2.3) dla każdej pozycji. Aby przeprowadzić tę kalibrację, nawiąż komunikację programową między różnymi modułami a komputerem za pośrednictwem standardowej magistrali GPIB (General Purpose Instrumentation Bus).</li>
</ol>
3. Budowa interfejsu instrumentu wirtualnego
<ol>
	<li>Pobierz i używaj oprogramowania LabView lub podobnego oprogramowania. 
	nuta: Do pracy z Labview niezbędna jest pewna znajomość "języka programowania G". W tym języku nie trzeba pisać kodu, a wszystkie wykonywane czynności można wykonać z palety narzędzi programowych. Prosty przewodnik z praktycznymi przykładami można znaleźć w narzędziu pomocy.</li>
	<li>Wybierz narzędzie tablicowe z palety narzędzi na panelu przednim (programowanie kontenerów zmiennych), aby zapisać dane wyjściowe TDC. 
	nuta: "Panel przedni" jest interfejsem graficznym wirtualnego instrumentu dla użytkownika, a "schemat blokowy" służy do programowania oprogramowania.</li>
	<li>Wykreśl akwizycję danych (dane czasowe z TDC), wybierając instrument logiczny z menu wykresów. Zidentyfikuj dane wykresów związane z każdą pozycją źródła. W tym celu należy zmienić odległość źródła od linii detektorów o kilka centymetrów.</li>
	<li>Weź średnią danych za pomocą funkcji statystycznych (średnia) z narzędzia menu matematycznego i wybierz przedział wartości wyśrodkowanych w średniej. Następnie, zgodnie z zastosowaną logiką programowania, użyj niezbędnych narzędzi z menu tablicy, aby usunąć wszystkie dane z wartościami spoza tego przedziału.</li>
	<li>Wybierz wskaźniki z palety narzędzi diagramu blokowego, aby pokazać liczbę danych przechowywanych w każdej tablicy i zidentyfikować kilka kontenerów z największą liczbą przechowywanych danych.</li>
	<li>Uzyskaj średnią danych z każdej tablicy wybranej w kroku 3.5 i użyj tych informacji do ustalenia zestawu wartości przedziałów czasowych dla każdej pozycji źródłowej, korzystając w tym celu z palety narzędzi schematu blokowego LabView.</li>
	<li>Wybierz tablicę wskaźników z palety narzędzi na panelu przednim, aby zapisać średnią uzyskaną w kroku 3.6 dla sekwencji pomiarów.</li>
	<li>Wybierz strukturę przypadku z palety narzędzi schematu blokowego, aby powiązać każdą pozycję z odpowiednim interwałem z kroku 3.7 i powiąż każdy interwał z jedną wirtualną diodą LED w tablicy z palety narzędzi panelu przedniego.</li>
	<li>Zwróć uwagę na czas, w jakim każdy sygnał dociera do kanałów TDC: gdy źródło promieniotwórcze jest przesunięte ze środka bliżej jednego detektora, obserwuj ruch źródła wirtualnego w programowanej matrycy diod LED (patrz rysunek 5) przesuwającego się w prawo w komputerze.</li>
	<li>Dołącz element sterujący (zmienny element programowania) z palety narzędzi na panelu przednim do całkowitego pozyskiwania czasu. 
	nuta: Skuteczność pozycjonowania będzie zależała od tego narzędzia do kontroli czasu: im więcej czasu zajmie akwizycja, tym dokładniej wirtualny obiekt symulujący źródło promieniotwórcze poda prawidłową pozycję.</li>
</ol>
4. Wyniki graficzne
<ol>
	<li>W celu kalibracji należy umieścić źródło w dowolnej pozycji pośredniej względem jednej ze sprzężonych par detektorów. Wykonuj pomiary przez 30 minut, a na podstawie uzyskanych danych weź średnią z wartości skumulowanych co 2 minuty. Powtórz ten proces dla różnych pozycji źródła i wykreśl średnią wartość z każdego detektora we wszystkich pozycjach (patrz rysunki 6 i 7). Różnice w wartościach detektorów przedstawiono na rysunku 8.</li>
	<li>Aby uzyskać lepsze wyniki, wybierz dwa detektory o podobnych wartościach danych, aby utworzyć parę. Aby to przetestować, należy ustawić napięcie sterujące PMT na niższą wartość, w tym przypadku 0,5 V. Rozpocznij pomiar liczby wykrytych zdarzeń za pomocą modułu skalera przez ustalony czas, podłączając wyjście detektora do wejścia skalera. Zwiększ napięcie o 0,01 V i zmierz ponownie. Powtórz ten proces, aby osiągnąć maksymalną możliwą wartość kontrolną, w tym przypadku 0,9 V.
	<ol>
		<li>Wykreślić liczbę wykrytych zdarzeń w funkcji napięcia sterującego w skalach półlogarytmicznych (patrz rysunek 9). Sprzęż pary detektorów o podobnych rozkładach.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Aby przetestować czułość systemu, umieść źródło promieniotwórcze w równych odstępach w pozycjach pośrednich wzdłuż linii, w tym przypadku jest ich pięć. Zbieraj dane przez 5 minut w każdej pozycji i wykreśl średnią i medianę wartości uzyskanych dla każdego detektora niezależnie (patrz rysunki 10 i 11).</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>

Nie ma sprzecznych interesów finansowych.

Ważnym aspektem tego systemu jest bardzo dobra kontrola nad rozdzielczościami przestrzennymi i czasowymi. Rozdzielczość przestrzenna PET jest ograniczona przez fizyczną charakterystykę rozpadu promieniotwórczego i anihilacji, ale także przez techniczne aspekty rejestracji koincydencji (kroki 1.1 i 1.2) oraz przez zewnętrzne źródła błędów, takie jak ruch obiektu podczas badania5. W związku z tym dokładna zmierzona pozycja będzie zależeć od różnicy TOF (krok 2.4). Jedną z technik pozwalających osiągnąć dobrą roz...

Pozytonowa tomografia emisyjna to nieinwazyjna technika obrazowania używana do uzyskiwania cyfrowych obrazów wewnętrznych tkanek i organów ciała. Istnieją różne nieinwazyjne techniki, które pozwalają uzyskać obrazy i informacje na temat wewnętrznego funkcjonowania pacjenta, takie jak komputerowa tomografia osiowa (TAC) i obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego (MRI). Oba dają dobrą rozdzielczość przestrzenną i są dodatkowo wykorzystywane do zastosowań w badaniach anatomicznych i fizjologicznych. Chociaż PET daje mniejszą rozdzielczość przestrzenną, dostarcza więcej informacji na temat metabolizmu zachodzącego w strefie zainteresowania. PET jest szeroko stosowany do uzyskiwania informacji funkcjonalnych i morfologicznych; Jego główne zastosowania kliniczne znajdują się w onkologii, neurologii i kardiologii. Obrazy PET mogą również pomóc lekarzom w stawianiu lepszych diagnoz, np. w planowaniu leczenia nowotworu.
Podstawową zasadą działania systemów PET jest wykrywanie dwóch fotonów lub promieni gamma pochodzących z pary anihilacji pozyton-elektron, oba lecące w przeciwnych kierunkach w kierunku detektorów, które zwykle składają się z kryształów scyntylatora sprzężonych z PMT. Kryształy scyntylatora przekształcają promieniowanie gamma w światło widzialne, które przemieszcza się do PMT, który przekształca sygnał świetlny w impuls elektryczny w procesie fotoelektrycznym. Wewnątrz PMT znajdują się urządzenia elektroniczne zwane dynodami, które zwiększają wielkość ładunku elektrycznego przed wysłaniem go do systemu odczytu. Te dwa wykryte fotony powstają, gdy pozyton (dodatnio naładowany elektron) emitowany przez płyn izotopowy, który został wstrzyknięty do krwiobiegu organizmu, anihiluje z elektronem w ciele. System odczytu mierzy w koincydencji czas nadejścia dwóch fotonów ustawionych jeden po drugim w odniesieniu do odniesienia czasowego, a następnie substratuje oba czasy, aby uzyskać różnicę. System wykorzystuje tę różnicę czasu do obliczenia położenia w przestrzeni, w której źródło promieniowania wyemitowało oba fotony, a tym samym gdzie nastąpiło anihilacja elektronowo-pozytonowa.
Niektóre cechy systemów PET muszą być zdefiniowane, aby zoptymalizować jakość obrazu i zwiększyć rozdzielczość przestrzenną i czasową. Jedną z cech, które należy wziąć pod uwagę, jest linia odpowiedzi (LOR), zdefiniowana jako odległość, jaką pokonują dwa fotony po procesie anihilacji. Kolejną cechą, którą należy wziąć pod uwagę, jest czas lotu (TOF). Jakość obrazów zależy również od cech zewnętrznych, głównie narządów ciała i ruchów pacjenta podczas sesji zabiegowej1. Izotopy stosowane w systemach PET nazywane są emiterami Beta+. Izotopy te mają krótki okres półtrwania (rzędu sekund). Powstają one w akceleratorach cząstek (cyklotronach), gdy stabilne pierwiastki są bombardowane protonami lub deuteronami, wywołując reakcje jądrowe. W wyniku takich reakcji pierwiastki stabilne przekształcają się w izotopy niestabilne, takie jak m.in. C-11, N-13, O-15, F-182.
Istnieją dwa rodzaje PET. (1) Konwencjonalne: wykorzystuje informacje TOF tylko do identyfikacji linii, wzdłuż której nastąpiła anihilacja, ale nie jest w stanie określić miejsca pochodzenia dwóch fotonów. Wymaga to dodatkowych algorytmów rekonstrukcji analitycznej lub iteracyjnej, aby to oszacować. (2) TOF PET: wykorzystuje różnicę TOF do zlokalizowania pozycji anihilacji emitowanego pozytonu. Rozdzielczość czasowa jest używana w algorytmie rekonstrukcji jako jądro funkcji prawdopodobieństwa lokalizacji3.
Naszym głównym celem jest zademonstrowanie podstawowych funkcji PET, który służy do lokalizacji źródła promieniowania w kosmosie. Głównym celem proponowanego tutaj zestawu systemów PET jest zapewnienie podstawowego przewodnika po budowie PET dla środowiska akademickiego oraz wyjaśnienie w prosty sposób jego głównych właściwości.

<table><tbody><tr><td>Dyskryminator niskoprogowy</td><td>CAEN</td><td>N845</td><td></td></tr><tr><td>Jednostki logiczne</td><td>Lecroy</td><td>365AL</td><td></td></tr><tr><td>Opóźnienie czasowe</td><td>CAEN</td><td>N108A</td><td></td></tr><tr><td>Oscyloskop</td><td>Tektronic</td><td>TDS3014C</td><td></td></tr><tr><td>Quad Scaler i licznik ustawień wstępnych</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>Hamamatsu</td><td>H5783p</td><td></td></tr><tr><td>Obudowa zasilająca</td><td>Lecroy</td><td>1403</td><td></td></tr><tr><td>GPIB Interfejs</td><td>Lecroy</td><td>8901A</td><td></td></tr><tr><td>Zasilacz NIM</td><td>Lecroy</td><td>1002B</td><td></td></tr><tr><td>CAMAC Crate</td><td>Borer-co</td><td>1902A Kryształy</td><td></td></tr><tr><td>scyntylatora</td><td>Bicron</td><td>408</td><td>1 cm x 2 cm x 5 cm</td></tr><tr><td>Zasilacz</td><td>Agilent</td><td>E3631</td><td></td></tr><tr><td>Na 22 Aktywność źródła</td><td></td><td></td> promieniotwórczego <td>2&nbsp; &mu; </td></tr><tr><td>Ci Software LabView 7.1</td><td>Krajowe instrumenty</td><td></td><td></td></tr><tr><td>lemo złącza</td><td></td><td></td><td>2&nbsp; nsec, 3&nbsp; nsec oraz 8&nbsp; </td></tr><tr><td>Folia</td><td></td><td></td><td></td> izolacyjna</tr> NSEC</tbody></table>

podstawowy system pozytonowej tomografii emisyjnej skonstruowany w celu lokalizacji źródła promieniotwórczego w przestrzeni dwuwymiarowej

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

Prosty prototyp pozytonowej tomografii emisyjnej (PET) został skonstruowany tak, aby w pełni scharakteryzować jego podstawowe zasady działania. Prototyp PET został stworzony przez sprzężenie plastikowych kryształów scyntylatora z fotopowielaczami lub PMT, które są umieszczone w przeciwnych pozycjach w celu wykrycia dwóch promieni gamma emitowanych ze źródła radioaktywnego, z którego część znajduje się w geometrycznym środku układu PET. Prototyp składa się z czterech detektorów umieszczonych geometrycznie w okręgu o średnicy 20 cm oraz źródła promieniotwórczego w środku. Przesuwając źródło promieniotwórcze o centymetry od środka, system jest w stanie wykryć przemieszczenie, mierząc różnicę czasu lotu między dowolnymi dwoma PMT, a dzięki tym informacjom system może obliczyć wirtualną pozycję w interfejsie graficznym. W ten sposób prototyp odtwarza główne zasady działania systemu PET. Jest w stanie określić rzeczywistą pozycję źródła w odstępach 4 cm w 2 liniach detekcji trwających mniej niż 2 min.

Dzięki temu systemowi PET osiągnięto dwa główne rezultaty. Po pierwsze: efektywną synchronizację efektów wizualnych wirtualnego źródła radioaktywnego podczas przemieszczania rzeczywistej próbki radioaktywnej. Program ten umożliwia użytkownikom kontrolę nad czasem akwizycji, liczbą powtórzeń w tej samej pozycji oraz wariacją odstępu wokół średniej danych akwizycyjnych, a także innymi parametrami. Po drugie: stworzenie prostej struktury logiki koincydencji w celu uzyskania różnicy czasu mię...

Prezentujemy prosty, ale dobrze skonstruowany system pozytonowej tomografii emisyjnej (PET) i wyjaśniamy jego podstawowe zasady działania. Celem tego protokołu jest poprowadzenie użytkownika przez konstruowanie i testowanie prostego systemu PET.

Podstawowy system pozytonowej tomografii emisyjnej skonstruowany w celu lokalizacji źródła promieniotwórczego w przestrzeni dwuwymiarowej

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

Ogólnym celem poniższego eksperymentu jest przedstawienie podstawowych zasad działania systemu tomografii emisyjnej pozytonów z wykorzystaniem dwóch par detektorów światła. Główną zaletą zastosowania tego prototypu w porównaniu z komercyjnymi systemami PET jest możliwość wyraźnego zapoznania się z podstawowymi zasadami pracy PET. Pomysł stworzenia tego systemu pojawił się, gdy chcieliśmy rozszerzyć zajęcia laboratoryjne dla studentów studiów magisterskich na kierunku fizyka medyczna.Procedurę zademonstruje Marcus Fontaine, technik z mojego laboratorium. Rozpocznij pracę nad konfiguracją PET od przygotowania systemu detekcji. Wykonaj każdy detektor, używając lampy fotopowielaczowej i polerowanego elementu z plastiku scyntylacyjnego.Przygotuj element syntylatora tak, aby jego rozmiar i kształt odpowiadały wlotowi lampy fotopowielacza, co zapewni odpowiednie sprzężenie. Następnie owiń syntylator czarną taśmą, pozostawiając jedną stronę odsłoniętą w celu sprzęgnięcia z wlotem lampy fotopowielacza.Odstaw scintillator i rozpocznij pracę z fotopowielaczem. Używając alkoholu i czystej szmatki, oczyść wejście świetlne fotopowielacza. Po zakończeniu tej czynności pobierz smar optyczny i nałó

a-basic-positron-emission-tomography-system-constructed-to-locate

Research

JoVE Journal

Engineering

Inżynieria

Podstawowy system tomografii emisyjnej pozytronów zbudowany w celu zlokalizowania źródła promieniotwórczego w przestrzeni dwuwymiarowej

Dyfuzyjna tomografia fluorescencyjna oferuje stosunkowo niskokosztowe i potencjalnie wysokoprzepustowe podejście do przedklinowego obrazowania guzów in vivo. Przedstawiono metodologię zbierania danych optycznych, kalibracji i rekonstrukcji obrazu dla bezkontaktowego systemu w dziedzinie czasu sterowanego tomografią komputerową, z wykorzystaniem fluorescencyjnego celowania w biomarker nowotworowy – receptor Epidermal Growth Factor Receptor w modelu glejaka u myszy.

Tomografia dyfuzyjna fluorescencji w dziedzinie czasu sterowana tomografią komputerową u małych zwierząt w celu lokalizacji biomarkerów nowotworowych

Źródło: Jamadar, S. et. al. Podawanie radioznacznika w pozytonowej tomografii emisyjnej ludzkiego mózgu o wysokiej rozdzielczości czasowej: zastosowanie do FDG-fPET. J. Vis. Exp. (2019 rok)Ten film przedstawia kwantyfikację metabolizmu glukozy w mózgu za pomocą pozytonowej tomografii emisyjnej (PET). Podczas skanowania uczestnikowi podaje się znacznik F-18 fluorodeoksyglukozy (FDG). FDG gromadzi się w aktywnych neuronach i emituje pozytony po rozpadzie F-18. Pozytony te oddziałują z...

Pozytonowa tomografia emisyjna ludzkiego mózgu za pomocą radioznacznika

W przeszłości, napromienianie małych zwierząt było zazwyczaj wykonywane bez możliwości celowania w dobrze zdefiniowaną objętość guza. Celem było naśladowanie leczenia glejaka u ludzi u szczurów. Korzystając z platformy do napromieniania małych zwierząt, przeprowadziliśmy konforemne napromienianie 3D pod kontrolą MRI ze zwiększeniem podobjętości na podstawie PET w warunkach przedklinicznych.

Napromienianie pod kontrolą PET i MRI szczurzego modelu glejaka przy użyciu mikropromiennika

Tutaj opisany jest protokół ciągłego pobierania próbek krwi podczas obrazowania PET/CT szczurów w celu pomiaru funkcji wejścia tętniczego (AIF). Przedstawiono cewnikowanie, kalibrację i konfigurację systemu oraz analizę danych dotyczących radioaktywności krwi. Wygenerowane dane dostarczają parametrów wejściowych do późniejszego modelowania biokinetycznego.

Ciągłe pobieranie próbek krwi w pozytonowej tomografii emisyjnej/tomografii komputerowej małych zwierząt umożliwia pomiar funkcji wejściowej tętnicy

Ta metoda szacuje pochłoniętą dawkę różnych struktur do terapii receptorami peptydowymi-radionuklidami (PRRT) z możliwością uniknięcia nakładania się narządów na projekcjach 2D. Seryjne obrazy płaskie całego ciała pozwalają na oszacowanie średnich dawek pochłoniętych w całym ciele, podczas gdy podejście hybrydowe, łączące obrazy płaskie i obraz 3D-SPECT/CT, przezwycięża ograniczenia związane z nakładaniem się struktur.

Protokół dozymetrii całego ciała w terapii radionuklidami peptydowo-receptorowymi (PRRT): obrazy planarne 2D i hybrydowe metody obrazowania 2D+3D SPECT/CT

Ten manuskrypt opisuje protokół radiografii neutronowej i tomografii komputerowej próbek biologicznych przy użyciu linii badawczej CG-1D High Flux Isotope Reactor (HFIR) do pomiaru metalowego implantu w kości udowej szczura, płucu myszy i systemie korzeniowo-glebowym roślin zielnych.

Radiografia neutronowa i tomografia komputerowa systemów biologicznych w reaktorze izotopowym wysokiego strumienia w Oak Ridge National Laboratory

Tutaj prezentujemy protokół do przeprowadzenia przedklinicznej radioterapii opartej na pozytonowej tomografii emisyjnej w modelu glejaka szczurzego przy użyciu opracowanych przez nas algorytmów w celu optymalizacji dokładności i wydajności.

Radioterapia oparta na pozytonowej tomografii emisyjnej w modelu szczura glejaka przy użyciu platformy badawczej promieniowania małych zwierząt

Ilościowe pomiary metabolizmu tlenu i glukozy za pomocą PET są uznanymi technologiami, ale szczegóły praktycznych protokołów są rzadko opisane w literaturze. W artykule przedstawiono praktyczny protokół, który z powodzeniem został wdrożony na najnowocześniejszym skanerze pozytonowej tomografii emisyjnej i tomografii komputerowej.

Wielośladowe badania metabolizmu tlenu i glukozy w mózgu przy użyciu skanera pozytonowej tomografii emisyjnej i tomografii komputerowej czasu przelotu

Ten artykuł opisuje radiosyntezę, formułowanie, kontrolę jakości nowej sondy znakowanej radioaktywnie (tj. nanoniki NM-02 znakowanej 68Ga) oraz jej zastosowanie do obrazowania PET/CT małych zwierząt w modelu ksenoprzeszczepu.

Radiosynteza, kontrola jakości i obrazowanie pozytonowej tomografii emisyjnej małych zwierząt 68nanocząsteczek znakowanych Ga

Poczyniono postępy w wykorzystaniu rozpraszania częstości występowania echa spinowego (SERGIS) jako techniki rozpraszania neutronów do badania skal długości w próbkach o nieregularnym charakterze. Krystality estru metylowego kwasu [6,6]-fenylo-C61-masłowego przebadano techniką SERGIS, a wyniki potwierdzono mikroskopią sił optycznych i atomowych.

Wykorzystanie neutronowego echa spinowego do rozwiązania problemu rozpraszania padania w celu zbadania organicznych materiałów ogniw słonecznych

Poznaj podstawowe zasady działania systemu pozytonowej tomografii emisyjnej zbudowanego z fotopowielaczy i scyntylatorów. Ten prototypowy układ demonstracyjny umożliwia studentom fizyki medycznej praktyczne zrozumienie techniki PET.

Podstawowy system pozytonowej tomografii emisyjnej skonstruowany w celu lokalizacji źródła promieniotwórczego w przestrzeni dwuwymiarowej (Wideo) | JoVE Journal

Podstawowy system pozytonowej tomografii emisyjnej skonstruowany w celu lokalizacji źródła promieniotwórczego w przestrzeni dwuwymiarowej

Przeglądaj więcej filmów