Name: A Temel Pozitron Emisyon Tomografi Sistemi Bi-boyutlu bir uzayda bir Radyoaktif kaynağı bulun inşa (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2016-02-01T13:00:00.000+00:00
Duration: 14 min 19 s
Description: Öğrenin temel bir PET sistemi inşa etmeyi ve iki boyutlu uzayda radyoaktif kaynak konumunu belirlemeyi. Fotoçarpan tüpler ve plastik sintilatörler kullanarak tıbbi fizik öğrencileri için pratik deneyim sağlayın.

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

CINVESTAV Fizik Bölümü'nün finansal desteği için çok minnettarız. Ayrıca teknisyenimiz Marcos Fontaine Sanchez'e kurulumdaki olağanüstü yardımı için teşekkür etmek istiyoruz. Bu belgenin İngilizce dilini gözden geçirdiği için Sarah LaPointe'e çok teşekkür ederiz.

PET Kur&#39;un 1. Hazırlık <ol><li> PMT plastik scintillator parçaları ile birleştiğinde hazırlayın. PMT (boyut, photocathode şekli) türüne bağlı olarak PMT&#39;nin photocathode ile sığdırmak için yeterli scintillator parçasını oluşturmak. <ol><li> Siyah bant ile scintillator parçaları sarın. O PMT ışık girişinde ile birleştiğinde olacak gibi bir tarafı ortaya bırakın. NOT: Bu parçalar daha önce hafif birikim kayıplarını önlemek için cilalı olması önemlidir. </li></ol></li><li> O zaman optik yağ ve sintilatörle en çıplak yüzünü uygulamak alkol (% 70 ticari alkol konsantrasyonu) ile PMT ışık girişini temizleyin. Sintilatöre ile PMT yüz birleştiğinde ve daha siyah bant ile sarın. <ol><li> (Bu durumda yanlılığı 14 V önyargı bir kablo her PMT dahil edilir ve gerilim kontrolü için 0,5 V) kaynak gerilimi PMT bağlayın. Bağlayarak PMT gelen sinyalleri tespitStandart bir dijital osiloskop kanala PMT sinyal kablosu (sinyal kablosu da her PMT için dahildir). / Laboratuarda ışığı kapalı açarken hiçbir ışık kayıplar vardır doğrulamak için, sinyallerin genlik değişimleri gözlemleyin. Bir dedektör sintilatör artı PMT anlamına nerede dört dedektör, her biri için bu adımı yineleyin. </li></ol></li><li> Başka bir dedektörün gelen kısmı üzerinde bir dedektör scintillator kısmını yerleştirerek bir tesadüf sistemini kurmak. Bir NIM sandık içinde ayırt edici ve mantık birimi modülleri adlı iki NIM (Nükleer Enstrüman Modülü) aletleri koyun. </li><li> Discriminator modülünün girişlerine dedektörlerinden çıkış sinyallerini bağlayın. Mantık birimi ön panelde bu mantık davayı seçerek VE modunda bir mantık birimini kullanın. Mantık birimi girişler iki ayırt edici çıkışlarını bağlayın. NOT: VE iki kare sinyal aynı anda ya da tesadüf geldiğinde seçer mantıksal bir işlemdir. </li><li> Co(her iki dedektörler tesadüf çarpan kozmik ışınların yarattığı) olayları saymak için (dijital sinyalleri sayar) ölçekleyicili modülünde mantık ünitesi çıkış sinyalini nnect. </li></ol> 2. PET Sinyalleri Kazanılması <ol><li> Daha önce belirlenmiş kare alanın ters köşe her iki dedektörleri koyun, böylece yerine kozmik ışınları kullanarak, birbirlerine yüz ve 20 cm arayla ve 1.4 ve 1.5, ama bu sefer aynı egzersiz yapmak (kozmik ışınlar olarak görev geçici bir doğal radyoaktif kaynak), NA-22 radyasyon kaynağı kullanır. <ol><li> Her iki dedektör arasındaki orta mesafe radyoaktif kaynak yerleştirin ve skaler modül üzerinden veri toplama yapmak. Sistem kurmak ve bir tesadüf elde etmek üzere kullanılan mantık bloğu şematik bir düzenlemesi, Şekiller 1, 2 ve 3&#39;te görülebilmektedir. </li></ol></li><li> İki ayrımcılık PMT çıktılarını ve bağlayarak gelen sinyallerin zaman farkını ölçmekosiloskop tesadüf çıktı. Üç sinyallerin her biri bir osiloskop girişine gider; osiloskop ekranında üç kare sinyaller olacaktır. Yatay ölçek (zaman ölçeği) ile iki ayrımcılık sinyallerin zaman farkını ölçmek. NOT: Meydanı arasında radyoaktif kaynak hem dedektörler arasındaki orta doğrudan olduğunda orada olacak çok az veya hiç ayırma veya zaman farkı ortalama sinyalleri ayırt ve radyoaktif kaynak merkezi dışına ve daha sonra PMT birine yakın zaman ortalama zaman farkı olacaktır. </li><li> CAMAC (Bilgisayar Otomatik Ölçüm ve Kontrol) modülü TDC (Dijital Dönüştürücü Time) sekiz kanallardan biri bu zamanlama sinyalleri göndermek. Bunu yapmak için, daha sonra dedektör &quot;STOP&quot; denir TDC girişlerine çıkışlarını ayırt connect &quot;BAŞLANGIÇ&quot; dediğimiz mantık VE TDC girişine çıkışını bağlayın. VE sinyal Gecikme modu aracılığıyla ertelenmek zorundale bu sinyal, diğer iki DUR sinyallerine önce gelmesi için sırayla bazı nanosaniye tarafından (Şekil 4). </li><li> Bir yazılım programı aracılığıyla osiloskop gösterdiği TDC sayma birimleri karşısında zaman (Bölüm 3 adımlara bakın) kalibre. Her pozisyonun ortalama zaman farkını (adım 2.3), radyoaktif kaynak ve dedektörler biri arasındaki mesafe ayrımı kullanılarak ölçerek bu kalibrasyon yapın. Bu kalibrasyon yapmak için bir standart otobüs GPIB (Genel Amaçlı Aletler Bus) üzerinden farklı modül ve bilgisayar arasında bir yazılım iletişim kurun. </li></ol> 3. Sanal Enstrüman Arayüzü Bina <ol><li> Indirin ve bir LabView yazılımı veya herhangi benzer bir yazılım kullanın. NOT: Labview ile çalışmak için, &quot;G programlama dili&quot; hakkında bazı bilgilere sahip olmak gereklidir. Bu dilde, hiçbir kod yazılacak vardır ve gerçekleştirilen tüm eylemleri bir yazılım aracı soluk yapılabilirtte. Pratik örnekler ile kolay bir rehber yardım aracında bulunabilir. </li><li> TDC çıkış verileri kaydetmek için ön panel aracı paletinden dizi programı (programlama değişkenleri konteynerler) seçin. NOT: &quot;Ön panel&quot; kullanıcı ve &quot;blok diyagram&quot; sanal enstrüman grafik arayüzü yazılım programlama için kullanılan olmasıdır. </li><li> Araziler menüden bir mantık aracı seçerek veri toplama (TDC den zamanlı veri) çizilir. Kaynak her pozisyonda ile ilgili parseller verilerini tanımlayın. Bazı santimetre dedektörler hattından kaynak mesafe değiştirilerek yapın. </li><li> Matematiksel menü aracından istatistik işlevleri (ortalama) kullanarak veri ortalamasını alın ve ortalama merkezli değerlerin aralığını seçin. Ardından, mantık izledi programlamaya göre, bu aralıkta dışındaki değerler ile tüm verileri kaldırmak için dizi menüsünden gerekli araçları kullanın. </li><li> Inci seçin göstergelere blok şeması araç paleti her dizide depolanan verilerin sayısını gösterir ve depolanan verilerin büyük sayı ile birkaç kapları tanımlamak için. </li><li> Adımda 3,5 seçilen her dizideki verilerin ortalamasını alın ve bu LabView blok diyagramı araç paleti kullanılarak her kaynak pozisyonu için zaman aralıkları değerler kümesi oluşturmak için bu bilgileri kullanabilirsiniz. </li><li> Ölçümlerin bir dizi için adım 3.6 &#39;de elde edilen ortalama saklamak için ön panel aracı paletinden göstergelerin bir dizi seçin. </li><li> Adım 3,7, ilgili aralığı ile her pozisyon ilişki blok diyagram aracı paletinden bir vaka yapısını seçin ve ön panel aracı paletinden bir dizi LED bir sanal her aralığı ilişkilendirmek. </li><li> Her sinyal TDC kanallarına ulaşması için gereken süreyi Uyarı: Radyoaktif kaynak bir dedektör yakın ortadan taşındığında, LED&#39;lerin programlama dizisi (bkz Şekil 5 sanal kaynağının hareketi gözlemlemek </strong&gt;) bilgisayar sağa doğru hareket. </li><li> Toplam süre edinimi için ön panel araç paleti bir kontrol (değişken programlama elemanı) ekleyin. NOT: konumlandırma verimliliği bu zaman kontrol aracı bağlıdır: kazanım alır daha fazla zaman, radyoaktif kaynak simüle daha doğrusu sanal nesne doğru pozisyonu verecektir. </li></ol> 4. Grafik Sonuçlar <ol><li> Kalibrasyon amaçları için, dedektörler bağlanmış çiftlerinin biri için herhangi bir ara konumda kaynak yerleştirin. 30 dakika için ölçümler almak ve verileri toplanmış olan, her 2 dakikada kartı değerlerin ortalamasını alır. Farklı kaynak pozisyonları için bu işlemi tekrar edin ve her pozisyonda her bir detektörden gelen ortalama değeri arsa (bakınız Şekiller 6 ve 7). Detektörler değerleri fark Şekil 8&#39;de grafik olarak gösterilmektedir. </li><li> Daha iyi resu elde etmek içinlt, benzer veri değerlerine sahip seçkin iki dedektör bir çift oluşturmak için. Bunu test etmek için, skaler girişine dedektör çıkışını bağlayarak sabit bir süre için skaler modülü ile tespit edilen olayların sayısını ölçen bu durumda 0,5 V. Başlangıç ​​olarak, alt değere PMT kontrol gerilimini koydu. 0.01 V ile gerilimi artırmak ve tekrar ölçün. Bu durumda 0.9 V., mümkün olan maksimum kontrol değerine ulaşmak için bu işlemi tekrarlayın <ol><li> Yarı logaritmik ölçeklerde kontrol gerilimi karşı algılanan olayların sayısını çizilir (Şekil 9). Çift benzer dağılımları olan dedektörlerin çiftleri. </li></ol></li><li> Sistemin hassasiyetini test etmek için, beş vardır bu durumda çizgileri boyunca bazı eşit aralıklı ara pozisyonlarda radyoaktif kaynak, yerleştirin. Her pozisyon, 5 dakika için veri elde edilmesi ve (Şekil 10 ve 11) her biri bağımsız olarak dedektör için elde edilen değerlerin ortalama ve orta arsa. </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>

Rekabet eden finansal çıkarlar yoktur.

Bu sistemin önemli bir yönü, uzaysal ve zamansal çözünürlükleri içinde çok iyi bir şekilde kontrol sahip olmaktır. PET uzaysal çözünürlüğü muayenesi sırasında 5 radyoaktif bozunma ve imha, fiziksel özelliklerine göre değil, aynı zamanda tesadüf kayıt teknik yönlerine (1.1 ve 1.2 adımları) tarafından ve böyle bir nesne hareketi gibi hatalar, dış kaynaklar tarafından sınırlandırılır. Böylece ölçülen kesin konumunu TOF farkı (adım 2.4) bağlıdır. Bir teknik iyi bir zaman çözünürlüğü TOF 6 dağılımının t...

Pozitron Emisyon Tomografi vücudun iç doku ve organların dijital görüntüleri elde etmek için kullanılan bir non-invaziv bir görüntüleme tekniğidir. Çeşitli non-invaziv teknikler bu bir tür Bilgisayar Eksenel Tomografi (TAC) ve Manyetik Rezonans Görüntüleme (MRG) gibi bir hastanın iç işleyişini görüntüleri ve bilgi almak için izin var. Her ikisi de iyi uzaysal çözünürlük vermek ve ayrıca anatomik ve fizyolojik çalışmalarda uygulamalar için kullanılır. Karşılaştırmalı PET az uzaysal çözünürlüğü verir rağmen, ilgi bölgede meydana gelen metabolizma ile ilgili daha fazla bilgi sağlar. PET yaygın fonksiyonel ve morfolojik bilgi edinmek için kullanılır; ana klinik uygulamalar onkoloji, nöroloji ve kardiyoloji alanlarında bulunmaktadır. Ayrıca, PET görüntüleri, doktorlar, örneğin daha iyi tanı, vermeye yardımcı tümör tedavi planlamasını kurabilir. PET sistemlerinin temel çalışma prensibi iki pho algılamaBir pozitron elektron imha çifti gelen ton veya gama ışınları, hem yaygın Proje Yönetim Ekipleri ile birleştiğinde scintillator kristalleri oluşur dedektörleri, doğru ters yönlerde uçan. Sintilatör kristalleri bir fotoelektrik işlemi yoluyla bir elektrik nabız ışık sinyalini dönüştüren bir PMT gitti görünür ışık, içine gama radyasyonu dönüşümü. Bir okuma-out sistemi göndermeden önce elektrik yükü büyüklüğünü artırmak denilen dynodes mevcut PMT elektronik cihazlar, içinde. Vücudun kan dolaşımına enjekte edildi, bir izotop sıvısı, yaydığı bir pozitron (pozitif elektron yüklü), vücutta bir elektron ile annihilates Bu iki tespit fotonlar oluşturulmuştur. Tesadüf olarak okuma-out sistemi önlemleri iki back-to-back fotonlarının varış zamanı, bir zaman referans ile ilgili ve farkı elde etmek iki kere yüzeylerde daha da. Sistem uzay pozisyon wh hesaplamak için bu zaman farkı kullanırere radyasyon kaynağı hem foton yaydığı ve böylece elektron-pozitron imha oluştuğu. PET sistemleri bazı özellikleri görüntü kalitesini optimize etmek ve uzaysal ve zamansal çözünürlüğü artırmak için tanımlanmış olmalıdır. Dikkate özelliklerinden biri, iki foton imha işleminden sonra seyahat mesafe olarak tanımlanan Tepki Hattı (LOR) &#39;dir. Dikkate Başka bir özelliği Flight (TOF) Zaman olduğunu. Görüntülerin kalitesi de dış özellikler, özellikle bedensel organlar ve tedavi seansı 1 sırasında hastanın hareketlerinin bağlıdır. PET sistemlerinde kullanılan izotoplar Beta + emitters denir. Bu izotoplar (saniye civarında) kısa bir yarı ömre sahiptir. Kararlı elementler nükleer reaksiyonlara yol açan proton veya döteronların ile bombardıman edildiğinde Onlar parçacıkların hızlandırıcılar (siklotron) üretilmektedir. Bu tür reaksiyonlar örneğin, C-11, N-13, O-15, F-18, diğerleri arasında kararsız izotoplar içine stabil elemanlarını dönüştürmek2. PET iki türü vardır. (1) Konvansiyonel: Bu imha gerçekleştiği boyunca çizgisini tanımlamak için sadece TOF bilgileri kullanır, ancak bu iki foton kökeni yeri belirlemek değiştiremiyor. Bu tahmin için ek analitik veya yinelemeli rekonstrüksiyon algoritmaları gerektirir. (2) TOF PET: Yayılan pozitronun imha konumunu bulmak için TOF farkını kullanır. Zaman çözünürlüğü yerelleştirme olasılık fonksiyonu 3 için çekirdek olarak yeniden algoritması kullanılır. Firmamızın ana hedefi, uzayda bir radyasyon kaynağı bulmak için kullanılan PET, birincil işlevleri göstermektir. Burada önerilen PET sistemi setinin temel kapsamı akademik halk için temel bir PET inşaat kılavuz sağlamak ve basit bir şekilde, ana özelliklerinin, açıklamaktır.

<table><tbody><tr><td>Düşük eşikli Ayırıcı</td><td>CAEN</td><td>N845</td><td></td></tr><tr><td>Mantık Birimleri</td><td>Lecroy</td><td>365AL</td><td></td></tr><tr><td>Zaman gecikmesi</td><td>CAEN</td><td>N108A</td><td></td></tr><tr><td>Osiloskop</td><td>Tektronic</td><td>TDS3014C</td><td></td></tr><tr><td>Dörtlü Ölçekleyici ve ön ayar sayacı</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 & Öğr. s</td><td>Hamamatsu</td><td>H5783p</td><td></td></tr><tr><td>Güç Şasisi</td><td>Lecroy</td><td>1403</td><td></td></tr><tr><td>GPIB Arayüzü</td><td>Lecroy</td><td>8901A</td><td></td></tr><tr><td>NIM Güç Kaynağı</td><td>Lecroy</td><td>1002B</td><td></td></tr><tr><td>CAMAC Sandık</td><td>Borer-co</td><td>1902A</td><td></td></tr><tr><td>Sintilatör Kristalleri</td><td>Bicron</td><td>408</td><td>1 cm x 2 cm x 5 cm</td></tr><tr><td>Güç Kaynağı</td><td>Hassas</td><td>E3631</td><td></td></tr><tr><td>Na 22 Radyoaktif Kaynak</td><td></td><td></td><td>aktivitesi 2&nbsp; &mu; Ci</td></tr><tr><td>Software LabView 7.1</td><td>Ulusal cihazlar</td> lemo kablolar konnektörler <td></td><td></td></tr><tr><td></td><td></td><td></td><td>2&nbsp; nsaniye, 3&nbsp; nsec ve 8&nbsp; NSec</td></tr><tr><td>İzolatör Filmi</td><td></td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

a temel pozitron emisyon tomografi sistemi bi-boyutlu bir uzayda bir radyoaktif kaynağı bulun inşa

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

Basit Pozitron Emisyon Tomografi (PET) prototip tam olarak temel çalışma ilkelerini karakterize etmek inşa edilmiştir. PET prototipi PET geometrik merkezinde yerleştirildiği bir radyoaktif kaynak, yayılan iki gama ışını tespit etmek için zıt konumlarda yerleştirilen fotoçoğaltıcılar veya PMT plastik sintilatör kristaller birleştirilmesi ile oluşturulan kurulumu. Prototip, dört, bir 20 cm çaplı bir daire yerleştirildi geometrik detektörler ve merkezi bir radyoaktif kaynağın oluşur. Merkezi radyoaktif kaynak santimetre hareket ettirerek sistem kimse bu bilgileri ile sistem grafik arayüzü sanal konumunu hesaplayabilir, herhangi iki PMT yıllardan arasındaki uçuş farkın süre ölçülerek deplasman tespit edebiliyor ve. Bu şekilde, prototip bir PET sisteminin temel ilkelerini yeniden üretir. Bu de 2 satır 4 cm aralıklarla kaynağının gerçek konumunu belirlemek için yeteneğine sahiptirrunma az 2 dakika alıyor.

İki temel sonuç, bu PET sistemi ile elde edilir. Birincisi: Sanal radyoaktif kaynağın görsel efektler arasında verimli bir senkronizasyon gerçek radyoaktif örneği taşırken. Bu program sayesinde, kullanıcılar satın alma zaman kontrolü, aynı konumda tekrar sayısını, veri diğerlerinin yanı sıra, ortalama satın alma etrafında aralığın değişim var. İkinci: çakışma mantık basit bir yapının yapımı kaynağının son konumunu hesaplamak için mesafe için bu zaman farkı dönüştürülmesi iki sinyal arası...

Basit ama iyi yapılandırılmış bir Pozitron Emisyon Tomografisi (PET) sistemi sunuyor ve temel çalışma prensiplerini açıklıyoruz. Bu protokolün amacı, kullanıcıya basit bir PET sistemi oluşturma ve test etme konusunda rehberlik etmektir.

A Temel Pozitron Emisyon Tomografi Sistemi Bi-boyutlu bir uzayda bir Radyoaktif kaynağı bulun inşa

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

Aşağıdaki deneyin genel amacı, iki çift foto detektör kullanarak bir pozitron emisyon tomografisi sisteminin temel ilkelerini göstermektir. Bu prototipin ticari PET sistemlerine göre temel avantajı, kullanıcıların PET'in temel çalışma prensiplerini net bir şekilde görebilmeleridir. Bu sistem fikri, ilk olarak tıbbi fizik alanındaki yüksek lisans öğrencileri için laboratuvar faaliyetlerimizi geliştirmek istediğimizde ortaya çıkmıştır.Prosedürü, laboratuvarımdan bir teknisyen olan Marcus Fontaine uygulamalı olarak gösterecek. Deteksiyon sistemini hazırlayarak PET düzeneği üzerindeki çalışmaya başlayın. Her bir dedektörü, bir fotomultiplier tüp ve cilalanmış plastik sintilatör parçası kullanarak hazırlayın.İyi bir kenetleme sağlamak için sintilatör parçasını, fotomultipliyer tüp ışık girişinin boyut ve şekline uygun olarak tasarlayın. Bir sonraki adım, sintilatörü siyah bantla sarmaktır. Fotomultipliyer tüp ışık girişine kenetlenecek olan bir tarafı açık bırakın.Sintilatörü kenara koyun ve fotomultiplikatör tüp ile çalışmaya başlayın. Fotomultiplikatör tüpün ışık girişini temizlemek için alkol ve temiz bir bez kullanın. Bu işlem tamamlandığında, optik gres alarak ışık girişi tamamen kaplanana kadar uygulayın.Sintilatöre geri dönün ve açıkta kalan yüzeyine optik gres uygulayın. Optik gres uygulandıktan sonra, fotomultipliyer ışık girişini ve açıkta kalan sintilatör yüzeyini hizalayın. Ardından, işlenmiş iki yüzeyi birbirine bağlayın.Detektörü tamamlamak için, bu örnekte gösterildiği gibi, foto-çarpan tüpü ve sintilatörü daha fazla siyah bantla sarın. Test aşamasına geçmeden önce en az dört detektör hazırlayın. Detektörü bir voltaj kaynağına ve standart bir dijital osiloskoba bağlayarak test edin.Işık kayıpları olmadığını doğrulamak için osiloskoptaki sinyali izlerken laboratuvarın ışığını kapatıp açın. Ardından, saptanan olayları saymak için fotomultipliyer tüp çıkışını bir sayıcıya bağlayın. Dedektör voltajını en düşük değerine; bu durumda 0,5 V değerine ayarlayın.Şimdi dedektöre odaklanın. Sodyum 22 kaynağını doğrudan sintilasyon kısmının yüzeyine yerleştirin. Sayıcıyı kullanarak üç dakika boyunca tespit edilen olayların sayısını kaydedin.Ardından, kontrol voltajını 0,01 volt artırın. Saptanan olayların ölçüm süresini bu değer ve maksimum kontrol voltajına kadar olan diğer tüm değerler için tekrarlayın. Tüm dedektörler tamamen test edildikten sonra, saptanan olay sayısı ile kontrol voltajı arasındaki ilişkiyi gösteren bir grafik oluşturun.Bu grafik 12 dedektörden gelen verileri içermektedir. Çakışma çifti oluşturmak için benzer eğrilere sahip iki dedektör seçin. Örneğin, bu grafikteki O ve I dedektörleri.İki eşleşmiş çift belirlendikten sonra, iki çakışık sistem kurma ve test etme aşamasına geçin. İki eşleşmiş dedektörü, bir dedektörün sintilatör kısmının diğerinin sintilatörünün doğrudan üzerinde olacak şekilde yerleştirerek çakışık sistemi oluşturun. Ardından, elektronik bileşenleri kontrol edin.Çakışma sistemi; üç nükleer enstrümantasyon modülü, bir diskriminatör, bir mantık ünitesi ve bir sayıcı gerektirir. Dedektörlerin çıkış sinyallerini diskriminatör modülünün girişlerine bağlayın. Mantık ünitesinin ön panelinden "and" modunu seçin.Ardından, iki diskriminatör çıkışını mantık ünitesi girişlerine bağlayın. Olayları saymak için mantık ünitesi çıkışını skala modülüne bağlayın. Bu konfigürasyonda skala, kozmik ışınların çakışma sistemine çarpması nedeniyle oluşan çakışma olaylarını kaydetmelidir.Bu şema, bir çift detektörü test etmek için tamamlanmış olan çakışma tespit sistemine aittir. Devam etmeden önce detektör çiftinin her birini test edin. Bir sonraki adım PET düzeneğini kurmaktır.Dört detektörü bir karenin köşelerine yerleştirin. Sintilatörleri karenin merkezine bakacak şekilde yönlendirin. Birbirine doğrudan bakan detektörler bir coincidence çiftini oluşturur.Dedektör yüzeyleri arasında yaklaşık 20 santimetre mesafe vardır. İşleme, her bir dedektörü bir diskriminatörün, bir mantık bloğunun ve bir sayıcının ayrı kanallarına bağlayarak devam edin. Dört dedektör ile çakışma sayımı yapmak için bu diyagramda gösterilen mantık bloğunu uygulayın.Burada dedektörler I, J, E ve F olarak etiketlenmiştir ve sinyalleri gösterilmeyen bir diskriminatörden geçirilmektedir. Bu şemada, her bir dedektör bir OR modülü ile ilişkilendirilmiştir. Renkli çizgilerle belirtildiği üzere, her dedektörün çıkışını, kendisiyle ilişkilendirilmemiş olan üç OR modülünün girişlerine bağlayın.Ardından, çakışma mantığını tamamlamak için OR modülünün çıkışlarını bir AND modülüne bağlayın. İzleyen adımlarda, yalnızca bir çakışma çiftine güç sağlayın. Daha sonra aynı adımları ikinci çift için tekrarlayın.Sodyum 22 radyasyon kaynağı ile dedektör dizisine geri dönün. Kaynağı, rastlantı çifti dedektörleri arasındaki hat üzerine yerleştirin. Bir dedektörü referans olarak kullanın ve kaynağa olan mesafeyi ölçün.Elektronik rafında, iki detektör için ayrıştırıcı çıkışlarını bir osiloskop için giriş olarak kullanın. Sinyalleri, yatay eksende zaman olacak şekilde osiloskopta görüntüleyin. Ayrıca, çakışma mantık bloğunun çıkışını alın ve osiloskopa giriş olarak bağlayın.Kareleme sinyallerinin ekranda görünmesi gerekir. Daha sonraki kalibrasyon adımları için osiloskopta ölçülen diskriminatör sinyalleri arasındaki zaman farklarını kullanın. Ardından, bilgisayar destekli ölçümü ve zaman-dijital dönüştürücü veya TDC modülünü hazırlayın.Mantık bloğunun çıkışını TDC başlangıç girişine bağlayın. Ardından, diskriminatörün çıkışlarını bir geciktirme modülüne bağlayın. Geciktirme modülünün çıkışını TDC'nin durdurma girişlerine aktarın.Bu şema, bu aşamadaki kurulumun genel bir görünümünü sunmaktadır. Yazılım kontrolü sağlamak için modülleri ve bilgisayarları genel amaçlı bir enstrümantasyon veri yolu ile bağlayın. Sanal bir enstrüman oluşturmak için Labview veya benzeri bir yazılım yükleyin.Bu aşamada, çakışma çifti için TDC kalibrasyon adımlarını gerçekleştirin. Bir sonraki adım, tek bir çakışma sistemiyle başlayarak sistemi kalibre etmektir. İki dedektör arasındaki hat boyunca, orta nokta da dahil olmak üzere eşit aralıklı beş nokta belirleyin.Bu düzeneğin noktaları dört santimetre aralıklarla yerleştirilmiştir. Ardından, radyasyon kaynağını noktaların arasına yerleştirin. Kaynak yerleştirildiğinde, 30 dakika boyunca çakışma olaylarını ve TDC verilerini toplamaya başlayın.Toplanan tüm TDC verilerinin ortalamasını her bir veya iki dakikada bir grafiğe dökün. Bu, 30 dakikalık sürenin tamamlanmasından sonra elde edilen tipik bir grafiktir. İki eğri, çakışma çiftinin iki dedektörüne karşılık gelmektedir.Kaynağın konumunu belirlemek amacıyla, iki dedektörden gelen TDC değerleri arasındaki farkın ortalamasını gösteren bir grafik kullanarak bir zaman dilimi tanımlayın. Şimdi, radyasyon kaynağını dedektörler arasındaki farklı bir işaretli konuma taşıyın. 30 dakikalık veri toplayın, yeni bir zaman dilimi belirleyin ve bu işlemi beş noktanın her biri için tekrarlayın.Ardından, çiftin duyarlılığını test etmeye başlayın. Farklı toplama süreleri için tüm işaretli noktalarda TDC ölçümlerini tekrarlayın. Duyarlılığı test ettikten sonra sanal bir enstrüman kurulumuna geçin.Enstrüman, bir yazılım LED'ini radyasyon kaynağının bir konumuyla ilişkilendirecektir. Bu dizinin merkezindeki beş dikey LED, zaman dilimlerini tanımlamak için kullanılan beş işaretli konuma karşılık gelir. Bu şekilde, yan yana iki konum için TDC verilerimiz yer almaktadır.Bir pozisyon için TDC farkı verilerinin ortalaması bir aralığın merkezindedir. Aralık, verilerin standart sapmasını temsil eder. Veriler, bu protokolde pozisyonları belirlemek için kullanılacak olan iki dakikalık toplama süresinden alınmalıdır.Aralıkların örtüşmemesi için onları kırparak, bir LED ile belirli bir konuma ilişkilendirilecek bir zaman ölçüm penceresi seçin. Her iki çakışma çifti kalibre edildikten sonra kurulum tamamlanmış olacaktır. Bu aşamada, dedektörler arasında işaretlenmiş dokuz konum bulunmalıdır.Radyasyon kaynağını konumlardan birine yerleştirin. İki dakika boyunca veri toplayın ve sanal cihazın radyasyon kaynağının konumunu belirlemedeki doğruluğunu test edin. Bunlar, her bir dedektörün yanıtına ve bir çakışma sistemi oluşturan çifte ait grafiklerdir.Dikey eksende, bir dakikalık aralık boyunca kümülatif ortalama TDC değeri verilmiştir. Yatay eksen boyunca ise bir dakikalık aralıkların indeksi yer almaktadır. Veriler 30 dakika boyunca toplanmıştır.Farklı renkli çizgiler, radyasyon kaynağının farklı konumlarına karşılık gelmektedir. Bu ortalama değerler arasındaki fark burada grafiğe dökülmüştür. Her bir ölçüm seti için lineer davranış beklenmekte olup, bu durum zaman ve mesafe arasında dönüşüm yapılmasına olanak tanır.Kazanım süresi arttıkça kararlılığın arttığına dikkat edin. Bu grafikler, çakışma sistemlerinin hassasiyetinin bir ölçümünü sunar. TDC sayımlarının medyanı ve ortalaması dikey eksen boyunca gösterilmiştir.Radyasyon kaynağının E ve F dedektörleri arasındaki konumunun indeksi yatay eksen boyunca grafiğe dökülmüştür. Her bir nokta için kullanılan veriler beş dakika boyunca toplanmıştır. Bir konum indeksi, radyasyon kaynağının yaklaşık olarak merkezlendiğine karşılık gelir.İndeks arttıkça, kaynak F-detektörüne doğru hareket eder. Medyan ve ortalama eğrileri konumun bir fonksiyonu olarak birbirinden ayrıldığı için, bu çakışma sistemi iyi bir uzaysal çözünürlük sergiler. Buna karşılık, bu sistem için medyan ve ortalama bu kadar hızlı ayrılmamaktadır, bu dale düşük uzaysal çözünürlüğe işaret eder.Tamamlandığında, bu cihaz bir radyasyon kaynağının konumunu bir dakika veya daha kısa bir sürede görüntüleyebilir. Bu prosedürü uygularken, radyasyon kaynağının bir dedektör çiftinin hassas olduğu bir konuma yerleştirilmesi gerektiğini hatırlamak önemlidir. Radyoaktif malzemelerle çalışmanın son derece tehlikeli olabileceğini unutmayın.Bu deneyi gerçekleştirirken alınması gereken önlemleri öğrenmek için radyasyon güvenliği eğitimi alın.

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

Research

JoVE Journal

Engineering

Mühendislik

Diffüz floresans tomografi preklinik için yüksek boyunca nispeten düşük maliyetli ve potansiyel bir yaklaşım...

Kanser BİYOMARKÖRLERİN Yerelleştirme Küçük Hayvanlarda Bilgisayarlı Tomografi eşliğinde Zaman alanı Diffüz Floresans Tomografi

Kaynak: Jamadar, S. et. al. İnsan Beyninin Yüksek Temporal Çözünürlüklü Pozitron Emisyon Tomografisi için Radyoizleyici Uygulaması: FDG-fPET'e Uygulama. J. Vis. Uzm. (2019)Bu video, pozitron emisyon tomografisi (PET) kullanılarak beyin glikoz metabolizmasının ölçülmesini göstermektedir. Katılımcı, tarama sırasında izleyici F-18 florodeoksiglukoz (FDG) ile infüze edilir. FDG aktif nöronlarda birikir ve F-18 bozunması üzerine pozitron yayar. Bu pozitronlar elektronlarla etkileşime girerek, yüksek...

Pozitron Emisyon Tomografisi: İnsan Beyninin Radyoizleyici Kullanılarak Görüntülenmesi

Geçmişte, küçük hayvan ışınlama genellikle iyi arasındadır tümör cilt hedef yeteneği olmadan gerçekleştirildi. Sıçanlarda insan glioblastoma tedavisinde taklit etmek için hedefi oldu. Küçük hayvan ışınlama platformu kullanarak, evde beslenen hayvan tabanlı alt birim preklinik bir ortamda artırılması ile MRI destekli 3D açıkorur ışınlama gerçekleştirilen.

Bir mikro-irradiator kullanarak Glioblastoma fare modeli ışınlama güdümlü evde beslenen hayvan ve MRI

Burada sürekli kan örnekleme için bir protokol içinde PET/CT görüntülemede farelerin arter giriş fonksiyonunu ölçmek için (AıF) açıklanmıştır. Kateterizasyon, sistemin kalibrasyon ve kurulumu ve kan radyoaktivitesinin veri analizi gösterilmiştir. Oluşturulan veriler, sonraki Bio-kinetik modelleme için giriş parametreleri sağlar.

Küçük hayvan Pozitron Emisyon Tomografi/Bilgisayarlı tomografi sürekli kan örnekleme arteriyel giriş fonksiyon ölçümü sağlar

Bu yöntem, peptid-reseptör-radyonüklid-tedavi (PRRT) için farklı yapıların emilen dozu 2D-projeksiyonlar üzerinde organ örtüşme kaçınarak kaçınarak tahmin eder. Seri tüm vücut düzlemsel görüntüler tüm vücut boyunca ortalama emilen dozların tahmini izin, hibrid yaklaşım, düzlemsel görüntüleri ve 3D-SPECT / CT görüntü birleştirerek, yapı örtüşen sınırlamaları üstesinden gelir.

Peptit-Reseptör Radyonüklid Tedavisi (PRRT) için Tüm Vücut Dozimetri Protokolü : 2D Düzlemsel Görüntü ve Hibrid 2D+3D SPECT/BT Görüntü Yöntemleri

Bu makalede, bir sıçan femurunda, bir fare akciğerinde ve otsu bir bitki kökü / toprak sisteminde metal bir implantı ölçmek için Yüksek Akı İzotop Reaktörü (HFIR) CG-1D ışın hattı kullanılarak biyolojik örneklerin nötron radyografisi ve bilgisayarlı tomografisi için bir protokol açıklanmaktadır.

Oak Ridge Ulusal Laboratuvarı'nın Yüksek Akı İzotop Reaktöründe Nötron Radyografisi ve Biyolojik Sistemlerin Bilgisayarlı Tomografisi

Burada, doğruluk ve verimliliği optimize etmek için şirket içinde geliştirilen algoritmaları kullanarak bir sıçan glioblastoma modelinde preklinik pozitron emisyon tomografisi tabanlı radyoterapi yapmak için bir protokol sunuyoruz.

Küçük Hayvan Radyasyonu Araştırma Platformu kullanılarak Glioblastoma Rat Modelinde Pozitron Emisyon Tomografi tabanlı Doz Boyama Radyasyon Tedavisi

PET ile oksijen ve glukoz metabolizmasının kantitatif ölçümleri yerleşik teknolojilerdir, ancak pratik protokollerin ayrıntıları literatürde seyrek olarak tanımlanmıştır. Bu makale, son teknoloji pozitron emisyon tomografisi-bilgisayarlı tomografi tarayıcısında başarıyla uygulanan pratik bir protokolü sunmaktadır.

Uçuş Zamanı Pozitron Emisyon Tomografisi-Bilgisayarlı Tomografi Tarayıcı Kullanılarak Beyin Oksijen ve Glikoz Metabolizmasının Çok İzleyicili Çalışmaları

Bu makale, yeni bir radyoaktif işaretli probun (yani, 68Ga etiketli nanobody NM-02) radyosentezini, formülasyonunu, kalite kontrolünü ve bir ksenogreft modelinde küçük hayvan PET/BT görüntülemesi için kullanımını açıklamaktadır.

68Ga Etiketli Nano Molekülün Radyosentezi, Kalite Kontrolü ve Küçük Hayvan Pozitron Emisyon Tomografisi Görüntülemesi

Düzensiz numunelerdeki uzunluk ölçeklerini araştırmak için nötron saçılma tekniği olarak spin eko çözümlü otlatma insidansı saçılma (SERGIS) kullanımında ilerleme kaydedildi. [6,6]-fenil-C61-bütirik asit metil ester kristalitleri SERGIS tekniği ve optik ve atomik kuvvet mikroskopisi ile doğrulanan sonuçlar kullanılarak araştırıldı.

Nötron Spin Echo'nun Kullanılması, Organik Güneş Hücresi Malzemelerini Araştırmak İçin Otlatma İnsidansını Dağıtmayı Çözdü

Öğrenin temel bir PET sistemi inşa etmeyi ve iki boyutlu uzayda radyoaktif kaynak konumunu belirlemeyi. Fotoçarpan tüpler ve plastik sintilatörler kullanarak tıbbi fizik öğrencileri için pratik deneyim sağlayın.

A Temel Pozitron Emisyon Tomografi Sistemi Bi-boyutlu bir uzayda bir Radyoaktif kaynağı bulun inşa

Daha fazla video keşfet