Seminar Ia – 1. letnik, II. stopnja

Pozitronska tomografija PET

Avtor: Andraž Koritnik

Mentor: prof. dr. Peter Križan

Somentor: dr. Rok Dolenec

Ljubljana, december 2015

Povzetek

V seminarju bom predstavil eno izmed pomembnejših metod medicinskega slikanja, pozitronsko tomografijo - PET (''Positron emission tomography''). Sprehodili se bomo skozi zgodovino in začetke PET. Sledi krajši opis in nekaj fizikalnega ozadja, ki je potrebno za razumevanje tovrstnega slikanja. Seminar nas pouči tudi o osnovah rekonstrukciji slike, zgradbi ter lastnostih detektorjev, ki so danes v rabi. Za konec posveti nekaj besed kombiniranju metod PET in NMR (''Nuclear Magnetic Resonance'') slikanja, ki je aktualno v današnjem času.

KAZALO

2

Kazalo 1 Uvod 3

2 Zgodovina in začetki PET 3

3 Pozitronska tomografija PET 3 3.1 Interakcija fotonov s snovjo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

4 Radioaktivni materiali 5

5 Rekonstrukcija slike 6

6 Detekcija anihilacijskih žarkov gama 7 6.1 Scintilatorji . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7

6.2 Fotopomnoževalka . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86.3 Skenerji PET . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8

7 Kombinacija PET in NMR 87.1 Optična vlakna . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97.2 Polprevodniški detektorji . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

8 Zaključek 11

9 Literatura 12

2 ZGODOVINA IN ZAČETKI PET 3 POZITRONSKA TOMOGRAFIJA

3

1 UvodPozitronska tomografija je metoda globinskega slikanja funkcionalno pomembnih procesov v

našem telesu. Omogoča snemanje fiziološkega metabolizma biomolekul, ki so označene z radioaktivnim β+ sevalcem. Sistem detektorjev, ki tvori obliko obroča okoli pacienta, zazna par anihilacijskih žarkov gama. Dve nasprotno ležeči točki, kjer sta zaznana anihilacijska žarka gama določata premico, na kateri se nahaja sevalec. Z detekcijo zadostnega števila takšnih parov, je iz presečišča premic možno rekonstruirati tridimenzionalno porazdelitev virov sevanja v tkivu.

2 Zgodovina in začetki PET1950: Prva naprava za slikanje z metodo pozitronske tomografije.

Gordon L. Brownell, W. Sweet: Dva nasprotno ležeča detektorja iz natrijevega jodida, sta se izkazala za zelo uporabna pri odkrivanju možganskih tumorjev in bolezni.

1962: ''Več-detektorska'' naprava. (First Multiple Detector Positron Imaging Device).Razvoj naprav za slikanje je vodil v segmentacijo detektorjev. Prva več detektorska naprava je bila zgrajena iz dveh vrst, vsaka je imela po 9 detektorjev v koincidenci s tremi detektorji v nasprotno ležeči vrsti. Omogočala je že dvodimenzionalno slikanje tumorjev.

1968-1971: ''First Computed Tomographic Imaging Device''.V omenjenih letih se je razvila prva naprava, ki je bila že podprta z računalniško obdelavo slike, uporabljati se je začela t.i. metoda ''filtered back projection''.

Detektorje so med slikanjem sprva vrteli okoli pacienta, sčasoma pa so namesto rotacije naredili cele obroče in skozi njih premikali paciente na pomični mizi. Z leti je vse bolj napredovala elektronika in tako so v rabo prišli različni pristopi rekonstrukcije slik. V današnjem času se v največji meri uporablja kombinacija PET in CT (''Computer Tomography''), možna pa je tudi kombinacija PET in NMR slikanja.

Zgodovina slikanja PET je tesno povezana z različnimi faktorji. Eden od tistih, ki je v veliki meri odgovoren za napredek metode, je razvoj radiofarmakov. Prvi v uporabi je bil izotop kisika 15O. Z njim označene spojine v telesu, predvsem O2, CO in CO2, so omogočale, da se je uporabljal za meritev krvnega pretoka in volumna v možganih in drugih organih. Razvoj ciklotronov v sedemdesetih letih je bil očiten, zato so se pojavili še drugi radiofarmaki, 11C, 13N, in 18F. Z uporabo le teh, so bile anomalije v različnih človeških in živalskih organih veliko bolje vizualizirane, s tem pa je metoda postala tudi dobro klinično in raziskovalno orodje. Predvsem 18F je tisti, ki je najbolj pripomogel k napredku na področju slikanja PET, saj je njegov razpadni čas optimalen za natančno določanje porabe energije pri metabolizmu notranjih organov.

3 Pozitronska Tomografija PETPozitronska tomografija je ena izmed metod medicinskega slikanja. Prinaša mnogo

diagnostičnih informacij o procesih v našem telesu, kot so lokacija rakotvornega tkiva, porazdelitev možganske aktivnosti ali časovni potek srčne aktivnosti. Proces slikanja se začne z vbrizganjem biološko aktivne spojine v pacientovo kri. Ta je označena z radioaktivnim elementom, sevalcem β+ , in se začne zbirati v telesu na mestu, kjer jo celice tkiva najbolj potrebujejo. Pri razpadu β+ radioaktivnega jedra, nastane tudi pozitron, ki se anihilira z enim od

3.1 Interakcija fotonov s snovjo 3 POZITRONSKA TOMOGRAFIJA PET

4

elektronov okoliškega tkiva. Rezultat anihilacije je par anihilacijskih žarkov gama z energijo 511keV, kar je dovolj, da znaten delež njih, zapusti tkivo brez sipanja ali absorpcije v tkivu. Nastala žarka gama odletita v skoraj točno nasprotnih smereh. Detektorji PET so nameščeni okoli pacienta v obliki obroča, da zaznajo čimvečji delež nastalih anihilacijskih žarkov. (Slika 3.1). Sestavljeni so iz velikega števila scintilacijskih kristalov, ki absorbirajo energijo žarka gama, ta pa se pretvori v scintilacijsko svetlobo. Za detekcijo le te, se uporabljajo svetlobni detektorji, ki svetlobni signal pretvorijo v električnega.

Slika 3.1: Grafični prikaz slikanja glave [2]

Znak anihilacije je torej časovno simultana detekcija dveh žarkov gama, na nasprotnih točkah obroča. Nekje na premici, ki seka ti dve točki, je prišlo do anihilacije. (Slika 3.1, spodaj levo). S kopičenjem večjega števila anihilacij, ki se zgodijo v tkivu, tako dobimo več premic, katerih presečišče določa rakotvorno strukturo.

3.1 Interakcija fotonov s snovjo

FotoefektProces pri katerem foton z energijo Eγ = hν izbije elektron iz ene od lupin v atomu. Foton se

absorbira, elektron, ki ga poimenujemo fotoelektron pa prevzame kinetično energijo Te = Eγ – Eb, kjer je Eb vezavna energija elektrona. Verjetnost za fotoefekt je podana kot Z5 / Eγ

3 , kjer je Z atomsko število snovi. Torej fotoefekt prevladuje pri nizkih energijah vpadnega fotona (Eγ < 1MeV) v snoveh z relativno visokim atomskim številom. Vrzel, ki jo za seboj pusti fotoelektron, se zapolni z enim od elektronov iz zunanjih lupin, kjer je manj vezan, zato nastane višek energije ΔE = EK – EL , kjer je EK vezavna energija elektrona v lupini K in EL vezavna energija elektrona v lupini L. Odnese jo karakteristični žarek X, pojavu rečemo flourescenca. Obstaja verjetnost, da žarek X izbije nov elektron iz ene od zunanjih lupin atoma, rečemo mu Augerjejev elektron.

Slika 3.2: Ilustracija razpada β+ [4]

3.1 Interakcija fotonov s snovjo 4 RADIOAKTIVNI MATERIALI

5

Comptonovo sipanjeSipanje pri katerem se foton sipa na mirujočem elektronu v eni izmed lupin. Proces je

dominanten pri energijah Eγ med 1MeV in 5MeV. Foton izgubi nekaj energije, večina pa se je pretvori v kinetično energijo elektrona. Nato lahko v atomu povzroči fotoefekt, se ponovno Comptonovo sipa, ali zapusti atom brez interakcije. Verjetnost za Comptonovo sipanje linearno odvisna od atomskega števila snovi, in ima obliko Z/ Eγ.

Tvorba parov e+e-

Minimalna energija fotona za produkcijo para elektron-pozitron je dvakratnik mirovne mase elektrona, kar znaša Et = 1.022 MeV. Višek energije nad Et se razdeli v kinetično energijo elektrona in pozitrona. Verjetnost za tvorbo parov narašča z večanjem energije fotona nad 1.022 MeV. Pozitron se v snovi hitro anihilira z elektronom, pri tem pa nastane par žarkov gama.

Slika 3.3: Prikaz prevladujoče interakcije v odvisnosti od atomskega števila snovi Z in energije fotona Eγ. [5]

4 Radioaktivni materialiAtomska jedra, ki imajo presežek protonov razpadajo preko razpada β+ (Slika 3.2). Eden izmed

protonov razpade v nevtron, sprosti se pozitron in nevtrino. Pozitron interagira z okoliško snovjo in s tem izgublja kinetično energijo. Ko dovolj upočasni, se anihilira z elektronom. Povprečna razdalja (doseg), ki jo prepotuje pred anihilacijo zavisi od materiala v katerem potuje in od njegove začetne kinetične energije. V Tabeli 4.1 so zbrani tipični sevalci β+ , njihove značilnosti, življenjski čas, maksimalen in povprečen doseg izsevanega pozitrona.

Radioaktivne spojine - radiofarmaki, ki se uporabljajo za PET, temeljijo na molekulah, ki so pomembne v različnih bioloških procesih. ''18F-Flourodeoxyglucose'' je analog glukozi, ki se porablja v metabolizmu celic našega tkiva. Drug primer je 18F-Florourothymidine, ki ga telo dojema kot timidin, potreben v DNK in omogoča merjenje rasti celic. Jedra, ki so sevalci β+ imajo kratek življenjski čas, zato so najpogosteje v rabi radiofarmaki z dodatkov radioaktivnega 18F, ki ima v primerjavi z drugimi sevalci relativno dolg življenjski čas.

Tabela 4.1: Lastnosti jeder ki razpadajo preko β+ in so v rabi za PET, njihov razpolovni življenjski čas, maksimalna energija izsevanega pozitrona, ter maksimalen in povprečen doseg pozitrona pred anihilacijo. Vzeto iz [1].

5 REKONSTRUKCIJA SLIKE

6

5 Rekonstrukcija slikePri slikanju z metodo PET pacienta obdaja obroč gama detektorjev. Pri detekciji dveh žarkov

gama na nasprotnih straneh obroča, se vprašamo ali oba žarka izvirata iz iste anihilacije. Če jih zaznamo v časovnem razmiku do 10 nanosekund, predpostavimo, da zgoraj omenjena predpostavka drži, mesto anihilacije pa določa premica, ki poteka skozi točki zaznanih žarkov gama (''LOR = Line of Responce''). Vsako LOR lahko opišemo z oddaljenostjo od središča obroča (r), in kota orientacije (φ), Slika 5.1. Med slikanjem se podatki zapisujejo v 2D histogram φ(r), t.i. ''sinogram'', kjer vsak kanal predstavlja eno možno LOR, vsaka vrstica pa projekcijo porazdelitve aktivnosti pod določenim kotom φ. Po končanem slikanju torej število dogodkov v posameznem kanalu, predstavlja število zaznanih parov gama (koincidenc), ki so rezultat anihilacije iz približno iste točke v telesu. Zadnjo fazo rekonstrukcije slike opravijo različni matematični algoritmi, ki φ(r) sliko preslikajo v realen x–y prostor.

Slika 5.1: Ponazoritev x–y in Slika 5.2: Sinogram v 2D. Vsaka vrsta φ –r koordinat v obroču PET [1] pripada eni od projekcij v radialni smeri [1]

Ena izmed enostavnih metod rekonstrukcije je t.i. ''Simple backprojection'' (SBP). Slika je prikazana v 2D matriki diskretnih pikslov (128 x 128) v koordinatah x–y, medtem ko so podatki iz sinograma v koordinatah φ–r. Pozicija piksla (x,y) je v relaciji s polarnimi koordinatami (φ,r)

r = x sinφ + y cosφ

Izmerjeno število dogodkov iz posameznega kanala sinograma (kot in razdalja) se projecira na vse piksle slike, ki ležijo vzdolž ustreznega LOR. Torej vrednost v vseh pikslih vzdolž danega LOR se poveča za toliko, kolikor je izmerjenih dogodkov v ustreznem kanalu sinograma.

Slika 5.3: Metoda SBP: Projekcija slike zadetkov pod 3, 6, in 128 koti. Vzeto iz [6].

6.1 Scintilatorji 6 DETEKCIJA ANIHILACIJSKIH ŽARKOV GAMA

7

Opozoriti je treba, da ima metoda SBP problem ''star pattern''. Najprej je lokacija enega zadetka določena s premico (ozek trak na Sliki 5.3), ko pa na sliko, ki jo rekonstruiramo, dodajamo še druge trakove, se tvori oblika zvezde. V limiti velikega števila projekcijskih kotov, ima porazdelitev zaradi omenjenega efekta obliko 1/r in ni več delta funkcija.

V namen boljše rekonstrukcije, se uporablja t.i.''Filtered backprojection'' (FBP). Efekt se minimizira s filtrom 1/r, ki se ga doda na izmerjene podatke in sicer tako, da se vsaka vrstica sinograma najprej Fourierovo transformira v frekvenčni oz. k prostor. Izvede se dekonvolucija s funkcijo 1/r, z uporabo t.i. ''ramp'' filtra. Na koncu vsako vrstico še inverzno transformiramo v x–y prostor in končna rekonstrukcija ne trpi več za omenjenim problemom.

6 Detekcija anihilacijskih žarkov gamaDetektorji, ki so danes v uporabi za PET sestojijo iz scintilacijskega kristala in fotonskega

detektorja, največkrat je to fotopomnoževalka (Slika 6.1).

6.1 ScintilatorjiScintilatorji so snovi, ki sevajo fotone vidne ali UV svetlobe. Ionizirajoče sevanje (žarek

gama), v snovi preda svojo energijo enemu ali več elektronom, ki izgubljajo kinetično energijo zaradi sipanja na drugih elektronih v snovi. Ti so zaradi viška energije vzbujeni v višja energijska stanja (v anorganskih scintilatorjih so ta stanja na voljo v prevodnem pasu). Elektron in vrzel se nevtralizirata preko t.i. aktivatorskih stanj, ki ležijo med valenčnim in prevodnim.

Slika 6.1: Postavitev scintilatorja in fotopomnoževalke. Scintilator je obdan s snovjo ki odbija scintilacijske fotone, z namenom da jih čim več doseže fotopomnoževalko. [7]

Nastane scintilacijski foton z energijo, ki je manjša od energijske razlike med prevodnim in valenčnim pasom, kar dovoljuje, da zapusti kristal, brez da bi se na poti absorbiral. Za slikanje PET so zaradi želje po dobri krajevni in časovni ločljivosti, priporočljivi čim bolj tanki kristali. Torej imeti morajo čim večjo gostoto, da lahko ustavijo žarke gama z energijo 511 keV, zato so v uporabi večinoma anorganski in ne organski kristali. Tudi zaradi drugih odličnih lastnosti, sta danes najbolj pogosta Lu2SiO5 - (Ce) (LSO) in Bi4Ge3O12 (BGO). Primer poskusov razviti boljši scintilator je LaBr3 - (Ce), saj je hitrejši in svetlejši od LSO, vendar ima občutno nižjo gostoto in delež fotoefekta.

6.2 Fotopomnoževalka, 6.3 Skenerji PET 7 KOMBINACIJA PET IN NMR

8

6.2 FotopomnoževalkaZnana tudi pod imenom ''Photomultiplier tube'' (PMT) (Slika 6.1). Je občutljiva, cevasta

elektronska naprava, ki služi pretvarjanju svetlobe v merljiv električni tok oziroma napetost. Ima sposobnost detekcije celo posameznega fotona. Sestavljena je iz katode, narejene iz foto občutljivega materiala, sektorja pomnoževanja elektronov (dinode), ter anode iz katere dobimo končen elektronski signal. Našteti sestavni deli so nameščeni v evakuirano stekleno cev. Katoda je priključena na potencial reda velikosti 1 kV, anoda pa je ozemljena. Scintilacijski foton iz kristala ima dovolj energije da v katodi povzroči fotoefekt (poglavje 3.1). Padec napetosti je odgovoren, da se izbit elektron iz katode giblje usmerjeno in pospešeno proti prvi dinodi. Na poti pridobi dovolj energije, da iz nje izbije nekaj novih elektronov. Ti pospešujejo proti naslednji dinodi, od koder izbijejo še več elektronov. Tako je ustvarjen plaz, ki doseže anodo iz katere končno dobimo merljiv električni tok.

6.3 Skenerji PETSkenerji PET so sestavljeni iz velikega števila pozicijsko občutljivih detektorjev žarkov gama,

ki obdajajo pacienta. Z namenom doseganja dobre pozicijske ločljivosti skenerja, so scintilacijski kristali segmentirani na 18-32 ozkih pravokotnih rezin širine 3-5mm. Celotna debelina znaša 25mm, kar je dovolj, da ustavijo večino anihilacijskih žarkov gama. En segmentiran kristal je zaradi nižje cene in kompleksnosti detektorja, združen s štirimi fotopomnoževalkami, skupku rečemo ''blok detektor'' (Slika 6.2). Omenjene rezine ne potekajo skozi celotno debelino kristala, z namenom da se svetloba iz posamezne rezine razprši med štiri fotopomnoževalke. Iz razmerja signalov na fotopomnoževalkah, se lahko izračuna, v katerem segmentu je nastalo največ svetlobe.

Slika 6.2: Shematski prikaz blok detektorja. [8]

Blok detektorji tvorijo obroč z notranjim premerom okoli 80cm. Koincidence, zaznane na enem obroču nam dajo 2D informacijo, medtem ko iz koincidenc iz vseh detektorjev dobimo alternativno 3D informacijo o poziciji povečane aktivnosti.

Cena modernega Siemensovega PET/CT skenerja znaša približno 1.98 milijonov evrov. Ima 3 (dražji model 4) obroče, vsak je sestavljen iz 48 blok detektorjev, dimenzij 5.4 cm x 5.4 cm. Kristal je razdeljeni na 13 x 13 rezin (4 mm x 4 mm), debeline 20mm in je kot rečeno, sklopljen s štirimi fotopomnoževalkami [10].

7 Kombinacija PET in NMR Slikanje PET v kombinaciji z NMR, prinaša nekaj prednosti pred tehniko PET, podprto z

računalniško tomografijo (CT).

7.1 Optična vlakna 7 KOMBINACIJA PET IN NMR

9

Metoda PET/CT ima nekaj omejitev, po večini so povezane z dejstvom, da so posnetki zajeti diskretno in ne kontinuirano. Posebej problematična je nestacionarnost organov zaradi dihanja, predvsem pljuč, kar pa močno vpliva na natančnost določanja lokacije povečane aktivnosti v telesu.

NMR je metoda medicinskega slikanja, ki da odličen kontrast mehkega tkiva, poleg tega pa ne uporablja ionizirajočega sevanja, kar je le dodatna prednost. Medtem, ko nam PET omogoči določanje lokacije povečane aktivnosti, NMR pa na podlagi kontrastov loči različna tkiva (anatomsko slikanje), nam istočasno pridobivanje podatkov omogoča odlično korelacijo informacij o metabolizmu našega telesa. Toda kombiniranje dveh naprednih metod slikanja, je brez degradacije kvalitet posamezne, vsekakor velik izziv. Poleg tega, da obe dasta kot rezultat električni signal, ki je zaradi različnih razlogov lahko popačen, sta glavna izziva združevanja detektorjev za PET in NMR v eno samo napravo, prostorska omejitev in dejstvo, da konvencionalni detektorji PET bazirajo na fotopomnoževalkah, te pa v prisotnosti magnetnega polja ne delujejo najbolje.

Obstaja veliko različnih možnosti kombiniranja PET in NMR. En najbolj enostavnih, je postavitev dveh skenerjev, enega za drugim, analogno PET/CT metodi (Slika 7.1 A). Tak pristop bi zahteval velike spremembe, posebno za PET detektorje, katere bi bilo potrebno skonstruirati na tak način, da nebi bili občutljivi na magnetno polje, in da hkrati nebi vplivali na delovanje NMR-ja. Sinhrona korelacija podatkov, pridobljenih iz obeh metod, tako nebi bila izvedljiva in potencial takega skenerja bi bil, posebno z novejše raziskave, močno omejen. Poleg tega je vredno omeniti, da sta PET in NMR relativno počasni tehniki slikanja, zato bi bil s takim pristopom, čas pregleda pacienta mnogo daljši, kot pri t.i. simultanem PET/NMR. Vse te omejitve so pripeljale do ideje, da se skener PET v celoti integrira v modul NMR (Slika 7.1 B).

Slika 7.1: Različni pristopi kombiniranja metod PET in NMR [9]

Osnovna težava take naprave je ta, da detektorji za PET-a znatno vplivajo na homogenost magnetnega polja (B0) in radio frekvenčni pulz (B1) naprave NMR. Interferenca dveh modulov mora biti čim bolj minimizirana, da zagotovimo stabilnosti in visoko kvaliteto slikanja. Variabilnost gradientov magnetnega pulza v NMR, lahko inducira dodaten električni tok v prevodnih materialih detektorja PET, ta pa popači efektivni gradient polja. Interferenca se lahko pojavi tudi med elektroniko detektorja PET in radio frekvenčnega pulza iz NMR.

Kot že omenjeno, magnetna polja v NMR so dovolj visoka, da onemogočijo uporabo fotopomnoževalk, namreč Lorenzova sila odkloni plaz elektronov iz poti med dvema dinodama, kar vodi v izgube in posledično slabe izkoristke detektorja.

7.1 Optična vlaknaEden izmed načinov reševanja problema interference PET in NMR skenerjev, je uporaba t.i.

optičnih vlaken, dolžine nekaj metrov in premera par milimetrov. Ta so sklopljena s scintilacijskim kristalom detektorja in vodijo do fotopomnoževalke. Postavitev skenerja

7.2 Polprevodniški detektorji 7 KOMBINACIJA PET IN NMR

10

PET je takšna, da samo scintilacijski kristal ostane v magnetnem polju NMR naprave, optična vlakna pa so speljana tako, da se fotopomnoževlka temu polju izogne.

Kljub očitnemu znižanju efektov interference imajo optična vlakna sledečo slabost. Vsaka rezina scintilatorja (6.3) mora biti povezana z optičnim vlaknom, zato je potrebno veliko število vlaken za konstrukcijo takega detektorja, prostor, ki je na voljo znotraj sistema NMR pa je močno omejen. Še več, z uporabo optičnih vlaken se izkaže, da je izguba svetlobnega signala v primerjavi s prvotno količino svetlobe, ki jo dobimo iz površine kristala, nezanemarljiva. Te izgube povzročijo poslabšanje časovne in energijske ločljivosti celotnega sistema detektorjev.

7.2 Polprevodniški detektorjiAlternativni pristop optičnim vlaknom je zamenjava fotopomnoževalk s polprevodniškimi

detektorji, kot na primer silicijeve fotopomnoževalke (SPM) ali APD-ji (''Avalanche Photo Diode''). Izdelane so iz prevodnega materiala, ki je dopiran z akceptorskimi 3-valentnimi (p-tip) in na drugi strani z donorskimi 5-valentnimi atomi (n-tip). P-tip ima višek elektronov, zato ti difundirajo v n-tip, vrzeli iz n-tipa pa difundirajo v p-tip polprevodnika. Tako dobimo p-n stik. Na oba konca polprevodnika priključimo zaporno napetost (Ub) reda velikosti 10V, kar povzroči nastanek t.i. osiromašenega območja, brez gibljivih nosilcev naboja.

Scintilacijski foton iz kristala vstopi v to območje in ustvari par elektron-vrzel. Energija, ki je potrebna za produkcijo para elektron/vrzel je samo okoli 3eV. Električnega polje med koncema polprevodnika, pospeši elektrone, da producirajo nove pare elektron-vrzel (procesu rečemo sekundarna ionizacija). Material zaradi velikega števila novih elektronov postane prevoden, z ojačenjem toka teh elektronov dobimo merljiv električni tok.

Polprevodniški detektorji imajo sicer slabše faktorje pomnoževanja signala kot fotopomnoževalke in so bolj občutljivi na temperaturne spremembe, vendar imajo odločilno prednost pred fotopomnoževalkami. So namreč neobčutljivi na zunanje magnetno polje in jih zato lahko direktno povežemo s scintilacijskim kristalom. V tem primeru ne potrebujemo nobenih optičnih vlaken, zato je izguba svetlobnega signala med kristalom in APD-jem znatno manjša. Druga prednost APD-jev je, da so v primerjavi s fotopomnoževalkami veliko manjši in tanjši (nekaj mm). Z njihovo uporabo lahko dosežemo kompaktnejšo in bolj fleksibilno obliko detektorja, kar omogoča, da se detektor za PET vgradi v napravo za NMR.

Več vrst APD-jev, ki ležijo eden poleg drugega, omogočajo veliko aksialno pokritost, ki je lahko pomembna pri slikanju večjih delov telesa. Slabše pomnoževanje zahteva predojačevalnik, ki ojači nizek analogni signal. Kristal in detektor APD, skupaj z ojačevalnikom in elektroniko so zaščiteni s tankim bakrenim ovojem, ki preprečuje interferenco z magnetnim poljem iz NMR modula.

Slika 7.2: Primer PET + NMR sistema, ki je namenjen slikanju živali. V aksialni smeri omogoča 19mm pokritosti, v pravokotni pa 35mm. Jakost magnetnega polja v NMR magnetu je 7T, prostorska ločljivost detektorja pa je lahko tudi manj kot 2mm. [9]

8 ZAKLJUČEK

11

Slika 7.3: Slika podgane, narejena s skenerjem za slikanje ljudi z metodo PET, NMR(MRI) in kombinacijo obeh. Slika PET poudari dele telesa s povečano aktivnostjo, medtem ko je slika MRI zgolj anatomska in nudi odličen kontrast med mehkim in drugimi tkivi. S kombinacijo obojega, poleg delov s povečano aktivnostjo, vidimo tudi lepo anatomsko sestavo tkiva. [9]

8 ZaključekPET je ena od najbolj občutljivih metod medicinskega slikanja. Uporaben signal dobimo že iz

zelo majhne koncentracije vbrizganega sredstva-radiofarmaka. Medtem, ko druge metode (CT, NMR) omogočajo določanje strukture tkiva, s PET lahko opazujemo tudi biološke procese našega telesa. V pacienta je sicer potrebno vbrizgati radioaktivno snov, a so rezultati včasih (npr. rak, kjer je situacija že tako ali tako slaba) tako koristni, da se vseeno uporablja. Z napredkom tehnologije, bo tudi tovrstna metoda slikanja vsekakor vse bolj izpopolnjena. Upamo, da bo pripomogla k boljšemu razumevanju in zdravljenju težkih bolezni in rešila še veliko človeških življenj.

9 LITERATURA

12

9 Literatura[1] Rok Dolenec, Time-of-Flight Positron Emission Tomography Using Cherenkov Radiation,Doctoral Thesis, Ljubljana 2012

[2] https://en.wikipedia.org/wiki/Positron_emission_tomography (21.10.2015)

[3] http://neurosurgery.mgh.harvard.edu/docs/PEThistory.pdf (23.10.2015)

[4] Gopal B. Saha, Basics of PET Imaging, Physics, Chemistry, and Regulations 2005 Springer Science+Business Media, Inc.

[5] https://www.google.si/search?q=photon+interaction&espv=2&biw=1280&bih=923&tbm=isch&imgil=ldMA7diEw4mPMM%253A%253BwpFFb_CEBEdyPM%253Bhttp%25253A%25252F%25252Fwww.cem.msu.edu%25252F~mantica%25252Fcem987%25252FgenieA-homework-2009.html&source=iu&pf=m&fir=ldMA7diEw4mPMM%253A%252CwpFFb_CEBEdyPM%252C_&usg=__PrKDXlLs7c7SyGsFsOObCttRY%3D&ved=0CC8QyjdqFQoTCIOwhr7riskCFYuSLAodbpIEvA&ei=2H9EVoPkD4ulsgHupJLgCw#imgrc=ldMA7diEw4mPMM%3A&usg=__PrKDXlLs7-c7SyGsF-sOObCttRY%3D (23.10.2015)

[6] http://depts.washington.edu/nucmed/IRL/pet_intro/intro_src/section4.html (27.10.2015)

[7] https://www.google.si/search?q=PMT&es_sm=93&source=lnms&tbm=isch&sa=X&ved=0CAcQ_AUoAWoVChMIivm97IuSyQIVBQwsCh2Ougna&biw=1280&bih=923#imgrc=boxjTNdlOkHh5M%3A (27.10.2015)

[8]https://www.google.si/search?q=block+detector&espv=2&biw=1280&bih=880&source=lnmsm=isch&sa=X&ved=0CAYQ_AUoAWoVChMItZWxraVyQIVBQgsCh3yWQx3#imgrc=0uonoKsdn9LAhM%3A (2.12.2015)

[9] Bernd J. Pichler, PhD, Hans F. Wehrl, MS, Armin Kolb, BS, and Martin S. Judenhofer, BS, Positron Emission Tomography/Magnetic Resonance Imaging: The Next Generation of Multimodality Imaging? (Semin Nucl Med 38:199-208 © 2008 Elsevier Inc.)

[10] Bjoern W. Jakoby, Member, Yanic Bercier, Member, Charles C. Watson, Senior Member, Bernard Bendriem, Member, and David W. Townsend, Fellow, IEEE, Performance Characteristics of a New LSO PET/CT Scanner With Extended Axial Field-of-View and PSF Reconstruction. (IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, VOL. 56, NO. 3, JUNE 2009).