Name: A Positron Emission Tomography Sistema Básico Construído para localizar uma fonte radioativa em um espaço bi-dimensional (Vídeo) | JoVE Journal
Uploaded: 2016-02-01T13:00:00.000+00:00
Duration: 14 min 19 s
Description: Aprenda a construir um sistema básico de tomografia por emissão de pósitrons (PET) usando tubos fotomultiplicadores e cintiladores plásticos. Este protótipo educacional permite visualizar os princípios fundamentais da imagem PET para estudantes de física médica.

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Estamos muito gratos pelo apoio financeiro do Departamento de Física do CINVESTAV. Também queremos agradecer ao nosso técnico Marcos Fontaine Sanchez por sua notável assistência com a configuração. Muito obrigado a Sarah LaPointe por revisar o idioma inglês deste documento.

1. Preparação da Configuração PET <ol><li> Prepara-se o PMT do cintilador acoplado com peças de plástico. Dependendo do tipo de PMT (tamanho, forma do fotocátodo) construir uma peça cintilador adequada para se encaixar com o fotocátodo do PMT. <ol><li> Enrole os pedaços cintilador com fita preta. Deixar um lado descoberto, uma vez que irá ser acoplado com a entrada de luz PMT. NOTA: É importante que estas peças são previamente polido para evitar perdas de acumulação de luz. </li></ol></li><li> Limpe a entrada de luz PMT com álcool (concentração comercial de álcool de 70%), em seguida, aplique graxa óptica para ele e rosto descoberto do cintilador. Acoplado a face PMT com o cintilador e envolvê-los com fita mais preto. <ol><li> Ligue o PMT para a fonte de tensão (um cabo é incluído para cada PMT, neste caso viés viés 14 V e 0,5 V para a tensão de controlo). Identificar os sinais provenientes do ligando a PMTPMT cabo de sinal a um canal de osciloscópio digital padrão (um cabo de sinal também está incluído para cada PMT). Observe as variações na amplitude dos sinais ao ligar / desligar a luz no laboratório, para verificar que não há perdas de luz. Repetir esta etapa para cada um dos quatro detectores, onde um meio detector cintilador mais PMT. </li></ol></li><li> Construir um sistema de coincidência, colocando a parte de um detector cintilador acima da parte correspondente de outro detector. Coloque dois NIM (Nuclear Instrument Module) instrumentos chamados módulos discriminadores e unidade lógica em uma caixa NIM. </li><li> Ligar os sinais dos detectores de saída para as entradas de um módulo de discriminador. Use uma unidade lógica no modo E, selecionando neste caso lógica no painel frontal da unidade lógica. Ligue as duas saídas discriminadores nas entradas da unidade lógica. NOTA: E é uma operação lógica que selecciona quando dois sinais quadrados chegar ao mesmo tempo ou em coincidência. </li><li> Connect o sinal de unidade lógica de saída em um módulo scaler (que conta os sinais digitais) para contar os eventos (criado pelos raios cósmicos que atingem em coincidência ambos os detectores). </li></ol> 2. Adquirir sinais com PET <ol><li> Coloque ambos os detectores nos cantos opostos da área quadrada definido antes, portanto, eles enfrentam uns aos outros, e são 20 cm de distância, e fazer o mesmo exercício como 1.4 e 1.5, mas, desta vez, em vez de usar os raios cósmicos (raios cósmicos serviu como uma fonte radioativa naturais provisório), use a fonte de radiação Na-22. <ol><li> Coloque a fonte radioativa em uma distância média entre os dois detectores e fazer aquisição de dados através do módulo scaler. O sistema criado e a disposição esquemática do bloco da lógica usada para se obter uma coincidência pode ser visto nas Figuras 1, 2, e 3. </li></ol></li><li> Meça a diferença de tempo dos sinais que chegam de ligar as duas saídas da PMT discriminar e dosaída coincidência no osciloscópio. Cada um dos três sinais de entrada vai para um osciloscópio; haverá três sinais quadrados na tela do osciloscópio. Com a escala horizontal (escala de tempo) medir a diferença de tempo dos dois sinais discriminar. NOTA: Quando a fonte radioativa é diretamente no meio entre os dois detectores haverá pouca ou nenhuma separação ou diferença de tempo entre a praça discriminar sinais em média, e quando a fonte radioativa é fora do centro e perto de um dos PMT, em seguida, haverá diferença de tempo, em média. </li><li> Envie estes sinais de tempo para um dos oito canais da CAMAC (Computer automáticos de medição e controle) TDC (Time to Digital Converter) módulo. Para fazer isso, ligue a saída de lógica e à entrada TDC chamar &quot;Iniciar&quot;, em seguida, ligar o detector discriminar saídas às entradas TDC que são chamados de &quot;STOP&quot;. O E sinal tem que ser adiada por um Delay Module por alguns nanossegundos para que esta sinal para chegar antes dos outros dois sinais de travagem (ver Figura 4). </li><li> Calibrar as unidades TDC contagem em função do tempo mostraram pelo osciloscópio através de um programa de software (consulte os passos na Seção 3). Fazer isso calibração utilizando a separação distância entre a fonte radioactiva e um dos detectores, medindo a diferença de tempo médio (passo 2.3) de cada posição. Estabelecer uma comunicação software entre os diferentes módulos e do computador através de um barramento GPIB padrão (de Uso Geral Instrumentação Bus) para fazer isso calibração. </li></ol> 3. Construir o Virtual Instrument interface <ol><li> Faça o download e usar um software LabView ou qualquer software similar. NOTA: Para trabalhar com o LabVIEW, é necessário ter algum conhecimento da &quot;linguagem de programação G&quot;. Nesta língua, nenhum código tem de ser escrito, e todas as ações realizadas pode ser feito a partir de uma ferramenta de software pálidoTTE. Um guia fácil com exemplos práticos podem ser encontrados na ferramenta de ajuda. </li><li> Selecione o utilitário matriz a partir da paleta de ferramentas do painel frontal (variáveis ​​de programação contentores) para salvar os dados de saída TDC. NOTA: O &quot;painel frontal&quot; é a interface gráfica do instrumento virtual para o usuário e o &quot;diagrama de blocos&quot; é usado para programação de software. </li><li> Traçar a aquisição de dados (dados em tempo de TDC), selecionando um instrumento lógica a partir do menu parcelas. Identificar os dados terrenos relacionados com cada posição da fonte. Faça isso através da variação da distância da fonte a partir da linha de detectores por alguns centímetros. </li><li> Tome a média dos dados usando as funções estatísticas (médios) a partir do menu de ferramenta matemática, e escolher um intervalo de valores centrados na média. Em seguida, de acordo com a programação da lógica seguida, utilizar as ferramentas necessárias a partir do menu de matriz para remover todos os dados com valores fora deste intervalo. </li><li> Seleccionar os indicadores de the paleta de ferramentas diagrama de blocos para mostrar o número de dados armazenados em cada matriz e identificar alguns recipientes com o maior número de dados armazenados. </li><li> Obter a média dos dados em cada matriz selecionada na etapa 3.5 e usar essa informação para estabelecer um conjunto de valores de intervalos de tempo para cada posição de origem utilizando para isso o bloco LabView paleta de ferramentas diagrama. </li><li> Selecione um conjunto de indicadores a partir da paleta de ferramentas do painel frontal para armazenar a média obtida na etapa 3.6 para uma seqüência de medições. </li><li> Escolha uma estrutura de caso a partir da paleta de ferramentas diagrama de blocos de relacionar cada posição com seu respectivo intervalo do passo 3.7, e associar cada intervalo para uma virtual LED em uma matriz a partir da paleta de ferramentas do painel frontal. </li><li> Observe a cada sinal de tempo leva para chegar aos canais de TDC: quando a fonte radioactiva é movido a partir do meio de um detector de mais perto, observar um movimento da fonte virtual na matriz de LEDs de programação (ver Figura 5 </strong&gt;) movendo para a direita no computador. </li><li> Incluir um controlo (elemento de programação variável) a partir da paleta de ferramentas do painel frontal para a aquisição tempo total. NOTA: A eficiência do posicionamento dependerá desta ferramenta de tempo de controlo: quanto mais tempo demora a aquisição, mais precisamente o objecto virtual simula a fonte radioactiva vai dar a posição correcta. </li></ol> 4. Resultados gráficos <ol><li> Para fins de calibração, colocar a fonte em qualquer posição intermédia em relação a um dos pares associados de detectores. Fazer medições durante 30 min, e com os dados adquiridos, tomar a média dos valores acumulados a cada 2 min. Repita esse processo para diferentes posições de origem e plotar o valor médio de cada detector em todas as posições (ver figuras 6 e 7). As diferenças dos valores de detectores encontram-se representados na Figura 8. </li><li> Para obter melhor results, selecione dois detectores que possuem valores de dados similares para formar um casal. Para testar isto, a tensão de controlo de colocar PMT para o seu valor mais baixo, neste caso de 0,5 V. iniciar a medição do número de eventos detectados com o módulo de raspador para um tempo fixo, ligando a saída do detector para a entrada de raspador. Aumentar a tensão por 0,01 V e medir novamente. Repetir este processo até atingir o valor máximo possível de controlo, neste caso, de 0,9 V. <ol><li> Traça-se a série de eventos detectados contra a tensão de controlo de escamas semi logarítmicos (ver Figura 9). Couple os pares de detectores que têm distribuições similares. </li></ol></li><li> Para testar a sensibilidade do sistema, colocar a fonte radioactiva em algumas posições intermédias espaçamento iguais ao longo das linhas, neste caso, existem cinco. Adquirir dados durante 5 minutos em cada posição, e traçar a média e mediana dos valores obtidos para cada detector de forma independente (ver Figuras 10 e 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>

Não há interesses financeiros concorrentes.

Um aspecto importante deste sistema é a de ter um muito bom controlo sobre resoluções espaciais e temporais. A resolução espacial de PET é limitado pelas características físicas do decaimento radioactivo e a aniquilação, mas também pelos aspectos técnicos do registo coincidência (passos 1.1 e 1.2) e por outras fontes de erros, tais como o movimento objecto durante o exame 5. Deste modo, a posição exacta medido vai depender da diferença TOF (passo 2.4). Uma técnica para alcançar uma boa resolução de tempo é me...

Positron Emission Tomography é uma técnica de imagem não invasiva utilizada para obtenção de imagens digitais dos tecidos internos e órgãos do corpo. Existem várias técnicas não-invasivas que permitem obter imagens e informações sobre o funcionamento interno de um paciente, tais como Computer Tomografia Axial (TAC) e Ressonância Magnética (MRI). Ambos dão boa resolução espacial e são também utilizadas para aplicações em estudos anatômicos e fisiológicos. Embora comparativamente PET dá menos resolução espacial, fornece mais informações sobre o metabolismo ocorrem na zona de interesse. PET é amplamente usado para obter informações funcionais e morfológicas; suas principais aplicações clínicas são nas áreas de oncologia, neurologia e cardiologia. Além disso, as imagens de PET pode ajudar os médicos a dar melhores diagnósticos, por exemplo, estabelecer o planejamento do tratamento do tumor. O princípio de funcionamento básico de sistemas de PET é a detecção de dois photoneladas ou raios gama provenientes de um par aniquilação pósitron-elétron, ambos voando em direções opostas para com os detectores, que geralmente consistem de cristais cintiladores juntamente com PMT. Os cristais cintiladores transformar a radiação gama em luz visível, que se desloca para um PMT que converte o sinal de luz a um pulso eléctrico através de um processo fotoeléctrico. Dentro dos dispositivos eletrônicos chamados PMT dínodos estão presentes, o que aumenta a magnitude da carga elétrica antes de enviá-lo para um sistema de leitura. Estes dois fotões detectados foram criados quando um positrão (carregado positivamente de electrões) emitida por um isótopo de fluido, o qual foi injectado na corrente sanguínea do corpo, aniquila com um electrão no corpo. As medidas sistema de leitura em coincidência o tempo de chegada dos dois fótons back-to-back com relação a uma referência de tempo e ainda que ambos os substratos vezes para obter a diferença. O sistema utiliza esta diferença de tempo para calcular as posições wh espaçoere a fonte de radiação emitida ambos os fótons, e, portanto, onde a aniquilação elétron-pósitron ocorreu. Algumas características dos sistemas PET devem ser definidos para otimizar a qualidade da imagem e para aumentar a resolução espacial e temporal. Um aspecto a considerar é a linha de resposta (LOR), definido como a distância que os dois fotões viajar após o processo de aniquilação. Outro aspecto a considerar é o Time of Flight (TOF). A qualidade das imagens depende também de recursos externos, principalmente os órgãos do corpo e os movimentos do paciente durante a sessão de tratamento 1. Os isótopos usados ​​em sistemas de PET são chamados emissores beta +. Estes isótopos tem uma meia-vida curta (da ordem de segundos). Eles são produzidos em aceleradores de partículas (Ciclotrões) quando elementos estáveis ​​são bombardeados com prótons ou deuterons causando reações nucleares. Tais reacções transformar os elementos estáveis ​​em isótopos instáveis, tais como C-11, N-13, S-15, F-18, entre outros2. Existem dois tipos de PET. (1) convencional: este usa as informações TOF apenas para identificar a linha ao longo da qual a aniquilação ocorreu, mas é incapaz de determinar o local de origem dos dois fótons. Exige algoritmos de reconstrução analítica ou iterativa adicionais para estimar este. (2) TOF PET: utiliza a diferença TOF para localizar a posição aniquilação do pósitron emitido. A resolução temporal é utilizado no algoritmo de reconstrução como um núcleo para uma função de probabilidade de localização 3. O nosso principal objectivo é demonstrar as funções primárias de PET, o qual é utilizado para localizar uma fonte de radiação no espaço. O âmbito principal do conjunto do sistema PET aqui proposta é fornecer um guia básico de construção PET para o público acadêmico, e de explicar, de forma simples, as suas principais propriedades.

<table><tbody><tr><td>Discriminador de baixo limiar</td><td>CAEN</td><td>N845</td><td></td></tr><tr><td>Unidades Lógicas</td><td>Lecroy</td><td>365AL</td><td></td></tr><tr><td>Atraso de tempo</td><td>CAEN</td><td>N108A</td><td></td></tr><tr><td>Osciloscópio</td><td>Tektronic</td><td>TDS3014C</td><td></td></tr><tr><td>Quad Scaler e contador predefinido</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>Power Chasis</td><td>Lecroy</td><td>1403</td><td></td></tr><tr><td>GPIB Interface</td><td>Lecroy</td><td>8901A</td><td></td></tr><tr><td>NIM Fonte de Alimentação</td><td>Lecroy</td><td>1002B</td><td></td></tr><tr><td>CAMAC Crate</td><td>Borer-co</td><td>1902A</td><td></td></tr><tr><td>Scintillator Crystals</td><td>Bicron</td><td>408</td><td>1 cm x 2 cm x 5 cm</td></tr><tr><td>Fonte de Alimentação</td><td>Agilent</td><td>E3631</td><td></td></tr><tr><td>Na 22 Atividade da Fonte</td><td></td><td></td> Radioativa <td>2&nbsp; &mu; </td></tr><tr><td>Ci Software LabView 7.1</td> Conectores <td></td><td></td>de cabos <td></td></tr><tr><td></td><td></td><td>lemo</td> de instrumentos nacionais <td>2&nbsp; nsec, 3&nbsp; NSEC e 8&nbsp; </td></tr><tr><td>Filme</td><td></td><td></td><td></td> isolador</tr> NSEC</tbody></table>

a positron emission tomography sistema básico construído para localizar uma fonte radioativa em um espaço bi-dimensional

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

A Positron Emission Tomography (PET) protótipo simples foi construído para caracterizar plenamente os seus princípios fundamentais de trabalho. O protótipo de PET foi criado por acoplamento de cristais cintiladores de plástico para fotomultiplicadores ou PMT que são colocados em posições opostas para detectar dois raios gama emitidos a partir de uma fonte radioactiva, de que é colocado no centro geométrico do PET set-up. O protótipo consiste de quatro detectores colocados geometricamente num círculo de 20 cm de diâmetro, e uma fonte radioactiva no centro. Ao mover os centímetros fonte radioactiva a partir do centro de um sistema é capaz de detectar o deslocamento através da medição do tempo de voo diferença entre quaisquer dois PMT e, com esta informação, o sistema pode calcular a posição virtual em uma interface gráfica. Desta forma, o protótipo reproduz os principais princípios de um sistema PET. Ele é capaz de determinar a posição real da fonte com intervalos de 4 cm em 2 linhas de detecção tendo menos de 2 min.

Dois principais resultados são alcançados com esse sistema de PET. Primeiro: uma sincronização eficiente entre os efeitos visuais da fonte radioativa virtual quando se deslocam a amostra radioativo real. Com este programa, os utilizadores têm o controle do tempo de aquisição, o número de repetições da mesma posição, a variação do intervalo de aquisição de dados em torno do meio, entre outros. Em segundo lugar: a construção de uma estrutura simples de lógica de coincidência para se obter ...

Apresentamos um sistema de Tomografia por Emissão de Pósitrons (PET) simples, mas bem construído, e elucidamos seus princípios básicos de funcionamento. O objetivo deste protocolo é orientar o usuário na construção e teste de um sistema PET simples.

A Positron Emission Tomography Sistema Básico Construído para localizar uma fonte radioativa em um espaço bi-dimensional

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

O objetivo geral do experimento a seguir é demonstrar os princípios básicos de um sistema de tomografia por emissão de pósitrons utilizando dois pares de detectores fotônicos. A principal vantagem do uso deste protótipo em comparação com sistemas PET comerciais é que os usuários podem observar claramente os princípios fundamentais de funcionamento da PET. Tivemos pela primeira vez a ideia para este sistema quando buscávamos aprimorar nossa atividade laboratorial para estudantes de mestrado na área de física médica.Quem demonstrará o procedimento será Marcus Fontaine, um técnico do meu laboratório. Inicie o trabalho na configuração do PET preparando o sistema de detecção. Construa cada detector utilizando um tubo fotomultiplicador e um pedaço de cintilador plástico polido.Projete o pedaço do cintilador para que corresponda ao tamanho e à forma da entrada do tubo fotomultiplicador, permitindo um bom acoplamento. O próximo passo é envolver o cintilador com fita preta. Deixe um lado descoberto para ser acoplado à entrada do tubo fotomultiplicador.Coloque o cintilador de lado e comece a trabalhar com o tubo foto-multiplicador. Use álcool e um pano limpo para limpar a entrada de luz do tubo foto-multiplicador. Quando isso for concluído, pegue graxa óptica e aplique-a na entrada de luz até que ela esteja completamente coberta.Retorne ao trabalho com o cintilador e aplique graxa óptica em sua superfície descoberta. Após a aplicação da graxa óptica, alinhe a entrada de luz do foto-multiplicador com a superfície descoberta do cintilador. Em seguida, acople as duas superfícies tratadas.Para concluir o detector, envolva o tubo fotomultiplicador e o cintilador com mais fita preta conforme ilustrado neste exemplo. Construa pelo menos quatro detectores antes de prosseguir para testá-los. Teste o detector conectando-o a uma fonte de tensão e a um osciloscópio digital padrão.Desligue e ligue a luz do laboratório enquanto monitora o sinal no osciloscópio para verificar se não há perdas de luz. Em seguida, conecte a saída do tubo fotomultiplicador a um contador para registrar os eventos detectados. Ajuste a tensão do detector ao seu valor mais baixo; neste caso, ponto cinco volts.Agora, direcione a atenção para o detector. Coloque a fonte de sódio-22 diretamente sobre a superfície da porção cintiladora. Registre o número de eventos detectados durante três minutos utilizando o contador.Em seguida, aumente a tensão de controle em zero vírgula zero um volts. Repita o tempo de medição dos eventos detectados para este valor e para todos os demais até a tensão de controle máxima. Após todos os detectores terem sido testados completamente, faça um gráfico do número de eventos detectados em função da tensão de controle.Este gráfico inclui dados de 12 detectores. Selecione dois detectores com curvas semelhantes para formar um par de coincidência. Por exemplo, os detectores O e I neste gráfico.Após identificar dois pares correspondentes, prossiga para montar e testar dois sistemas coincidentes. Construa o sistema coincidente posicionando dois detectores correspondentes de modo que a parte cintiladora de um detector fique diretamente sobre a cintiladora do outro. Em seguida, verifique os componentes eletrônicos.O sistema de coincidência requer três módulos de instrumentação nuclear, um discriminador, uma unidade lógica e um escalador. Conecte os sinais de saída dos detectores às entradas do módulo discriminador. Na unidade lógica, selecione o modo final no painel frontal.Em seguida, conecte as duas saídas dos discriminadores às entradas da unidade lógica. Conecte a saída da unidade lógica ao módulo contador para registrar os eventos. Nesta configuração, o contador deve registrar eventos de coincidência devidos a raios cósmicos atingindo o sistema de coincidência.Este esquema representa o sistema concluído de detecção de coincidência para testar um par de detectores. Teste cada um dos dois detectores antes de prosseguir. O próximo passo é montar a configuração de PET.Posicione os quatro detectores nos cantos de um quadrado. Oriente os cintiladores para apontar em direção ao centro do quadrado. Os detectores que ficam diretamente opostos uns aos outros formam um par em coincidência.As superfícies dos detectores estão a cerca de 20 centímetros de distância. Em seguida, conecte cada um dos detectores a canais separados de um discriminador, um bloco lógico e um escalador. Para contagem em coincidência com quatro detectores, implemente o bloco lógico representado neste diagrama.Aqui, os detectores são rotulados como I, J, E e F, e seus sinais são enviados por um discriminador que não está mostrado. Neste diagrama, cada detector está associado a um módulo OR. Conecte a saída de cada detector às entradas dos três módulos OR com os quais ele não está associado, conforme indicado pelas linhas coloridas.A seguir, conecte as saídas do módulo OU a um módulo E para completar a lógica de coincidência. Nos passos seguintes, forneça energia apenas a um par de coincidência. Em seguida, repita os passos para o segundo par.Retorne ao arranjo de detectores com uma fonte de radiação de sódio-22. Posicione a fonte ao longo da linha entre os detectores do par em coincidência. Utilize um detector como referência e meça a distância até a fonte.No rack eletrônico, utilize as saídas do discriminador para os dois detectores como entradas em um osciloscópio. Exiba os sinais no osciloscópio com o tempo no eixo horizontal. Além disso, conecte a saída do bloco lógico de coincidência e introduza-a no osciloscópio.Os sinais de reajuste devem aparecer na tela. Utilize as diferenças de tempo entre os sinais do discriminador medidos no osciloscópio para etapas posteriores de calibração. Em seguida, prepare o módulo de conversão de tempo em digital ou TDC e a medição automatizada pelo computador.Conecte a saída do bloco lógico à entrada de início do TDC. Em seguida, conecte as saídas do discriminador a um módulo de atraso. Encaminhe a saída do módulo de atraso às entradas de parada do TDC.Este esquema fornece uma visão geral da configuração neste momento. Conecte os módulos e os computadores com um barramento de instrumentação de uso geral para controle por software. Instale o Labview ou software similar para criar um instrumento virtual.Neste momento, realize os passos de calibração do TDC para o par em coincidência. O próximo passo é calibrar o sistema começando com um sistema de coincidência. Ao longo da linha entre os dois detectores, identifique cinco pontos igualmente espaçados, incluindo o ponto médio.Esta configuração possui pontos em intervalos de quatro centímetros. Em seguida, posicione a fonte de radiação entre os pontos. Com a fonte no lugar, comece a coletar eventos de coincidência e dados do TDC durante 30 minutos.Trace a média de todos os dados TDC coletados a cada um ou dois minutos. Este é um gráfico típico após os 30 minutos completos. As duas curvas correspondem aos dois detectores do par em coincidência.Utilize um gráfico da média da diferença dos valores TDC dos dois detectores para definir uma zona de tempo com o objetivo de localizar a fonte. Agora, mova a fonte de radiação para uma posição marcada diferente entre os detectores. Adquira 30 minutos de dados e determine uma nova zona de tempo, repetindo o procedimento para cada um dos cinco pontos.Em seguida, comece a testar a sensibilidade do par. Repita as medições de TDC em todos os pontos marcados para diferentes tempos de coleta. Após testar a sensibilidade, prossiga para configurar um instrumento virtual.O instrumento associará um LED de software a uma posição da fonte de radiação. Os cinco LEDs verticais no centro dessa matriz correspondem às cinco posições marcadas utilizadas para definir as zonas de tempo. Nesta figura, nossos dados de TDC para duas posições adjacentes.A média dos dados de diferença do TDC para uma posição está no centro de um intervalo. O intervalo representa o desvio padrão dos dados. Os dados devem ser provenientes do tempo de coleta que será usado para resolver as posições, dois minutos neste protocolo.Escolha uma janela de medição de tempos para associar a uma posição com um LED, truncando os intervalos para que não haja sobreposição. A configuração estará completa após a calibração dos dois pares de coincidência. Neste momento, deverá haver nove posições marcadas entre os detectores.Coloque a fonte de radiação em uma das posições. Colete os dados durante dois minutos e teste a precisão do instrumento virtual na localização da posição da fonte de radiação. Estes são gráficos da resposta de cada detector e de um par que forma um sistema de coincidência.O valor médio acumulado de TDC ao longo de um intervalo de um minuto é apresentado no eixo vertical. O índice do intervalo de um minuto está disposto ao longo do eixo horizontal. Os dados foram coletados durante 30 minutos.As linhas de cores diferentes correspondem a diferentes posições da fonte de radiação. A diferença entre esses valores médios é apresentada aqui. Espera-se um comportamento linear para cada conjunto de medições, permitindo a conversão entre tempo e distância.Observe que há um aumento na estabilidade à medida que o tempo de aquisição aumenta. Esses gráficos fornecem uma medida da sensibilidade de sistemas de coincidência. A mediana e a média das contagens do TDC são representadas ao longo do eixo vertical.O índice da posição da fonte de radiação entre os detectores E e F é representado ao longo do eixo horizontal. Os dados utilizados para cada ponto são coletados durante cinco minutos. O índice de posição um corresponde à fonte de radiação aproximadamente centralizada.À medida que o índice aumenta, a fonte se move em direção ao detector F. Este sistema de coincidência apresenta boa resolução espacial, já que a curva da mediana e da média diverge em função da posição. Por comparação, a mediana e a média para este sistema não divergem tão rapidamente, indicando baixa resolução espacial.Uma vez concluído, este dispositivo pode exibir a localização de uma fonte de radiação em um minuto ou menos. Ao tentar este procedimento, é importante lembrar-se de colocar a fonte de radiação em uma posição na qual um par de detectores seja sensível. Não se esqueça de que trabalhar com material radioativo pode ser extremamente perigoso.Realize treinamento em segurança radiológica para aprender as precauções a serem tomadas durante a realização deste experimento.

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Tomografia por emissão de pósitrons do cérebro humano usando um radiotraçador

No passado, pequena animal irradiação geralmente foi realizada sem a capacidade de direcionar um volume de tumor bem delineados. O objetivo era imitar o tratamento do glioblastoma humano em ratos. Utilizando uma plataforma de irradiação de animais pequenos, realizamos guiada por MRI irradiação conformal 3D com secundário-volume baseados em PET impulsionando em um ajuste pré-clínicos.

PET e MRI guiada irradiação de um modelo do rato de Glioblastoma usando um Microdifusora

Aqui um protocolo para a amostragem contínua do sangue durante a imagem latente de PET/CT dos ratos para medir a função de entrada arterial (AIF) é descrito. O cateterismo, a calibração e a configuração do sistema e a análise dos dados da radioatividade sanguínea são demonstrados. Os dados gerados fornecem parâmetros de entrada para a modelagem Biocinética subsequente.

A amostragem contínua do sangue no tomography de emissão de Positron animal pequeno/tomography computado permite a medida da função de entrada arterial

Este método estima a dose absorvida de diferentes estruturas para peptídeo-receptor-radionuclídeo-terapia (PRRT) com a possibilidade de evitar a sobreposição de órgãos em projeções 2D. Imagens planares de corpo inteiro em série permitem estimar doses médias absorvidas ao longo de todo o corpo, enquanto a abordagem híbrida, combinando imagens planares e imagem 3D-SPECT/CT, supera as limitações da sobreposição da estrutura.

Um protocolo de dosimetria corporal inteira para terapia de radionuclídeo peptídeo-receptor (PRRT): imagem planar 2D e métodos híbridos de imagem 2D+3D SPECT/CT

Este manuscrito descreve um protocolo para radiografia de nêutrons e tomografia computadorizada de amostras biológicas usando uma linha de luz CG-1D do High Flux Isotope Reactor (HFIR) para medir um implante metálico em um fêmur de rato, um pulmão de camundongo e um sistema raiz/solo de planta herbácea.

Radiografia de Nêutrons e Tomografia Computadorizada de Sistemas Biológicos no Reator de Isótopos de Alto Fluxo do Oak Ridge National Laboratory

Aqui apresentamos um protocolo para realizar radioterapia baseada em tomografias pré-pêtrons em um modelo de glioblastoma de ratos usando algoritmos desenvolvidos internamente para otimizar a precisão e eficiência.

Positron Emission Tomography-based Dose Radiation Therapy em um modelo de rato glioblastoma usando a plataforma de pesquisa de radiação animal de pequeno porte

Medidas quantitativas do metabolismo de oxigênio e glicose por PET são tecnologias estabelecidas, mas detalhes de protocolos práticos são escassamente descritos na literatura. Este artigo apresenta um protocolo prático implementado com sucesso em um scanner de tomografia computadorizada por emissão de pósitrons de última geração.

Estudos multi-traçadores do metabolismo cerebral de oxigênio e glicose usando um scanner de tomografia computadorizada por emissão de pósitrons por tempo de voo

Este artigo descreve a radiossíntese, formulação, controle de qualidade de uma nova sonda radiomarcada (ou seja, nanocorpo NM-02 marcado com 68Ga) e seu uso para imagens de PET/CT de pequenos animais em um modelo de xenoenxerto.

Radiossíntese, controle de qualidade e imagens de tomografia por emissão de pósitrons de pequenos animais de 68nanomoléculas marcadas com Ga

Foram feitos progressos na utilização do spin echo resolveu a dispersão da incidência de pastagem (SERGIS) como uma técnica de dispersão de nêutrons para sondar as escalas de comprimento em amostras irregulares. Cristalitas de [6,6]-fenil-C61-butírico ácido metil ester foram sondados usando a técnica SERGIS e os resultados confirmados por microscopia óptica e de força atômica.

Usando neutron spin echo resolvi a dispersão da incidência de pastagem para investigar materiais orgânicos de células solares

Aprenda a construir um sistema básico de tomografia por emissão de pósitrons (PET) usando tubos fotomultiplicadores e cintiladores plásticos. Este protótipo educacional permite visualizar os princípios fundamentais da imagem PET para estudantes de física médica.

A Positron Emission Tomography Sistema Básico Construído para localizar uma fonte radioativa em um espaço bi-dimensional

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