Seminar - 4. letnik

Pozitronska tomografija

Avtor: Mitja Krnel

Mentor: prof. dr. Ales Stanovnik

Ljubljana, februar 2010

Povzetek

Pozitronska tomografija je medicinska metoda, pri kateri merimo porazdelitevpozitronskih sevalcev v tkivu. Na dolocene molekule vezemo kratkozive radioaktivneizotope, ki sevajo pozitrone. Pozitroni se anihilirajo z elektroni v tkivu, nastale koli-nearne fotone pa detektiramo. Rekonstruirana slika daje informacijo o porazdelitvioznacenih molekul, ki pa je odvisna od fizioloskih procesov v telesu. Metoda seuporablja v onkologiji, v nevrologiji, za preiskave srca ali za preucevanje mozganov.V seminarju so opisani zgradba aparature, nacin meritve, rekonstrukcija slike, de-javniki, ki vplivajo na kvaliteto slike in primerjava metode z drugimi metodamimedicinskega slikanja.

Kazalo

1 Uvod 2

2 Osnove 32.1 Pozitronski sevalci . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32.2 Radiofarmaki . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42.3 Aparatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5

3 Rekonstrukcija slike 63.1 Kvaliteta slike . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7

4 Ocena doze pri PET 11

5 Uporaba 12

6 Druge metode slikanja 12

7 Zakljucek 13

1. Uvod

Pozitronska tomografija (PET)[1] je medicinska diagnosticna metoda, pri katerimerimo porazdelitev pozitronskih sevalcev v telesu. Pacient pred slikanjem prejmev krvni obtok biokemicno aktivno snov, oznaceno s pozitronskim sevalcem. Snov serazsiri po telesu in nakopici v celicah s povecano porabo teh molekul. Na podlagiizmerjene porazdelitve sevalcev izvemo nekaj o aktivnosti celic v dolocenem delutelesa. Z razlicnimi molekulami lahko spremljamo razlicne procese v telesu, kot sodelovanje srca ali mozganov. Odkrivamo lahko rakaste tvorbe ali pojav Parkinsonovein Alzheimerjeve bolezni. Danes je PET tomografija med glavnimi diagnosticnimimetodami v nevrologiji in onkologiji in se dopolnjuje z ostalimi nacini slikanja kotsta CT (rentgenska tomografija) in MRI (slikanje z jedrsko magnetno resonanco).Primer naprave za tomografsko slikanje je na sliki 1.

Slika 1: Tomografska naprava[2]

2

2. Osnove

2.1 Pozitronski sevalci

Pozitrone sevajo izotopi elementov s primanjkljajem nevtronov. Pri PET tomo-grafiji uporabljajo predvsem izotope navedene v tabeli 1. Proizvajajo jih vecinomas pomocjo medicinskega ciklotrona (slika 2).

Slika 2: Medicinski ciklotron[3]

Pozitroni nastanejo pri radioaktivnih β+ razpadih jedra sevalca:

AZX −→ A

Z−1 Y + e+ + ν

Energijski spekter izsevanih pozitronov je zvezen. Njihova maksimalna energijaje odvisna od razlike mas jeder X in Y. Pozitron lahko prepotuje v tkivu nekajmm, preden se anihilira s svojim antidelcem - elektronom. Pri tem se njuna masapretvori v energijo dveh fotonov v skladu z enacbo:

E = mc2 (1)

Masi elektrona in pozitrona sta enaki, zato vsak od fotonov, ki nastane pri anihi-laciji v mirovanju, nosi energijo 511 keV (fotoni gama). Ce sistem e+e− ob anihilacijimiruje, odletita fotona v nasprotnih smereh vzdolz iste premice do detektorjev.

Pri PET tomografiji uporabljamo vecinoma sevalce z razpolovno dobo krajso oddveh ur. Kratka razpolovna doba je pogojena z zahtevo po cim manjsi dozi sevanja,ki jo prejme pacient pri meritvi. Hkrati mora biti razpolovna doba sevalca dovoljdolga, da se oznacena spojina razsiri po telesu, do organa, ki ga preiskujemo in dalahko izmerimo zadostno stevilo anihilacijskih dogodkov.

Energija pozitronov je sorazmerna njihovemu dosegu v tkivu. Vecji doseg po-slabsa kvaliteto slike, zato so za meritev najbolj primerni sevalci, ki sevajo pozitronez majhnimi energijami.

Razpolovni casi in maksimalne energije pozitronov pri dolocenem sevalcu sozbrane v tabeli 1. Meritev traja okrog 30 minut, zato ima najprimernejso razpo-lovno dobo izotop 18F , ki tudi seva pozitrone z najnizjo energijo. Vendar pa je

3

izbira pozitronskega sevalca odvisna od oznacene spojine in bioloskega procesa, kiga preucujemo.

Izotop t1/2 Emax11C 20.4 min 961 keV13N 9.96 min 1190 keV15O 2.04 min 1730 keV18F 110 min 635 keV68Ga 68.1 min 1900 keV82Rb 1.3 min 3400 keV124I 4.2 dni 2130 keV

Tabela 1: Razpolovna doba izotopa in maksimalna energija pozitrona pri razpadu β+[4]

2.2 Radiofarmaki

Zato, da lahko sledimo molekulam znotraj telesa, nanje vezemo radioaktivneizotope. Raztopinam takih molekul pravimo radiofarmaki. Pri PET tomografijinajpogosteje vezejo izotop fluora 18F na molekule glukoze, da dobijo fluorodeo-ksiglukozo (FDG) (slika 3 levo). Transport in presnova FDG sta podobna, kotpri glukozi, zato se FDG kopici predvsem v celicah, ki za metabolne procese kotvir energije uporabljajo glikolizo (npr tumorji). Velik porabnik glukoze so tudimozgani, zato je s pomocjo FDG mogoce ugotavljati metabolno aktivnost razlicnihpredelov mozganov, kar omogoca zgodnjo diagnostiko nekaterih mozganskih okvar(npr. tumorjev, Alzheimerjeve bolezni, Parkinsonove bolezni, itd).

Slika 3: Molekula fluorodeoksiglukoze (levo), modul za proizvodnjo fluorodeoksiglukoze(desno)[5],[1]

Poznamo ze okoli 500 razlicnih radiofarmakov oznacenih s pozitronskimi sevalci.Nekateri izmed teh so zbrani v tabeli 2. Postopek proizvodnje radiofarmakov je

4

zapleten. Danes proizvajajo FDG s pomocjo avtomatiziranega modula v velikostiosebnega racunalnika. V take module (slika 3 desno) dajo radioaktivni izotop 18F ,ki ga pridobijo s pomocjo ciklotrona.

Izotop oznacena spojina primer uporabe11C 11CO, 11CO2 volumen krvi v srcu, hitrost metabolizma13N 13NH3 pretok krvi v srcu15O C15O pretok krvi v mozganih18F 2-18F -2-deoksi-D-glukoza tumorji, hitrost metabolizma68Ga 68Ga-EDTA volumen krvi v mozganih82Rb 82Rb-ion pretok krvi v srcu124I 124I-ion delovanje scitnice

Tabela 2: Nekateri radiofarmaki in njihova uporaba[4]

2.3 Aparatura

Aparatura je sestavljena iz 10 - 30 obrocev, ki lezijo na skupni osi. Po obodu vsa-kega obroca so razporejeni detektorski bloki. V vsakem izmed njih je scintilatorskikristal, fotopomnozevalke in pripadajoca elektronika (slika 4). Fotona, ki nastanetapri anihilaciji sistema e+e−, priletita v nasprotna detektorska bloka (slika 5).

Slika 4: Detektorski blok sesta-vljen iz scintilatorja in stirih fo-topomnozevalk[1]

Slika 5: Skica principa de-tekcije fotonov[6]

V scintilatorskem kristalu detektorja se del energije fotona porabi za vzbujanjeatomov v visja stanja, del energije pa se pretvori v kineticno energijo atomov, torejtoploto. Vzbujeni atomi pri prehodu v nizja stanja sevajo fotone vidne ali UVsvetlobe, ki padejo na fotopomnozevalko. Iz fotokatode izbijejo fotoelektrone, kise nato pomnozijo v elektricnem polju sistema dinod. Dobljeni elektricni signal

5

ojacimo ter izmerimo cas in visino signala s pomocjo posebnih elektronskih modulov(TDC, ADC).

Pri meritvi stejemo koincidencne dogodke. Fotona, ki priletita v nasprotna de-tektorja znotraj casovne locljivosti, vzamemo za socasna. Torej domnevamo, da stanastala v isti anihilaciji e+e− −→ 2γ. Visina signala pa je sorazmerna energiji, kijo je foton pustil v scintilatorju.

Za detektiranje gama zarkov uporabljajo predvsem BGO (Bizmut Germanat)in LSO (Lutecij Ortosilikat) scintilatorje. Zanju je znacilen visok atenuacijski koe-ficient µ za zarke energije 511 keV (µ = 0.96 cm−1 za BGO in µ = 0.87 cm−1 zaLSO), kar pomeni, da se velik delez vpadnih 511 keV fotonov absorbira ali siplje vdetektorju. Scintilacijski cas za BGO je 40 ns, za LSO pa 300 ns.

Pogosto scintilator zarezejo na 4×4 ali 8×8 segmentov, tako da fotopomnozevalkampripada matrika segmentov kristala (slika 4). S primerjavo visin pulzov na stirih fo-topomnozevalkah lahko ugotovijo, v kateri segment je foton priletel. Na ta nacin na-tancneje dolocijo lego zadetka (izboljsajo pozicijsko locljivost detektorja) in zmanjsajostevilo fotopomnozevalk.

S pomocjo enega obroca zberejo podatke o eni rezini objekta. V praksi upora-bljajo vec detektorskih obrocev naenkrat, predvsem ko preiskujejo vecje objekte aliko zelijo dobiti 3D podobo dolocenega organa v telesu. S tem tudi skrajsajo caspregleda ali povecajo kolicino izmerjenih podatkov.

3. Rekonstrukcija slike

Detektorja izmerita koordinati tock, kjer sta koincidencna anihilacijska fotonazadela detektor. Ti dve tocki dolocata premico, v blizini katere naj bi se nahajalsevalec. Pri rekonstrukciji slike razdelimo prostor, v katerem pricakujemo sevalce,na majhne kocke (voxel). Vrednost merjene funkcije v dani kocki naj bo enakastevilu premic, ki prebadajo to kocko. Bolje, vendar bolj zamudno je, ce namestostevila premic vzamemo vsoto dolzin odsekov premic v posamezni kocki.

Za tockast sevalec (idealen primer) z aktivnostjo Ai, ki se nahaja na mestu ~ri,je merjena funkcija enaka:

H(~r − ~ri) =Ai

|~r − ~ri|2= N(~r − ~ri)Ai, (2)

kjer je ~r lega ustreznega volumskega elementa (voxela) in N(~r − ~ri) normiranamerjena funkcija tockastega izvora (slika 6 levo).

Kadar imamo vec tockastih sevalcev, je merjena funkcija enaka vsoti merjenihfunkcij posameznih sevalcev (slika 6 desno):

M(~r) =∑

i

Ai

|~r − ~ri|2=

∑i

N(~r − ~ri)Ai (3)

6

Slika 6: Merjena funkcija v primeru enega tockastega izvora (levo) in vec tockastih izvorov(desno)

V splosnem so sevalci zvezno porazdeljeni po prostoru. Merjena funkcija praveporazdelitve je zato enaka integralu produkta normirane odzivne funkcije za tockastizvor N(~r − ~r ′) in porazdelitve sevalcev dA/dV ′(~r ′):

M(~r) =∫

VN(~r − ~r ′) dA

dV ′ (~r′) dV ′, (4)

Enacbo (4) s Fourierovo transformacijo pretvorimo v frekvencni prostor vektor-jev ~k. Oznacimo dA

dV ′ (~r ′) = F (~r ′). Z uporabo konvolucijskega teorema postaneenacba (4) algebraicna:

M(~k) = N(~k)F (~k), (5)

kjer so M , N in F Fourierove transformiranke funkcij M , N in F .Enacbo (5) resimo z deljenjem leve in desne strani s funkcijo N(~k):

F (~k) =M(~k)

N(~k)(6)

Nato F (~k) z inverzno Fourierjevo transformacijo F−1 transformiramo nazaj vkrajevni prostor vektorjev ~r:

F (~r) = F−1(F (~k)), (7)

kar je resitev enacbe za porazdelitev sevalcev, ki jo resujemo numericno.

3.1 Kvaliteta slike

Na kvaliteto slike vpliva vec dejavnikov, kot so interakcija pozitronov s snovjo,interakcija anihilacijskih fotonov s snovjo in instrumentalni efekti. Kvaliteto slikeopisemo s pozicijsko locljivostjo in s kontrastom.

Parametre, ki vplivajo na kakovost slike si bomo ogledali na primeru tockastegaizvora (δ funkcije), ki se preslika v porazdelitev z vecjo sirino in vsebuje tudi zvezno

7

ozadje (slika 7). Tako razsiritev porazdelitve tockastega izvora, kot pojav zveznegaozadja sta posledica fizikalnih procesov in omejitev aparature.

Slika 7: Idealna slika (levo), realna slika tockastega izvora (desno)[6]

Pozicijsko locljivost slike nam definira sirina porazdelitve na polovicni visiniFWHM (full width at half maximum). Nanjo vplivajo doseg pozitronov, nekoline-nearnost anihilacijskih fotonov in pozicijska locljivost aparature (detektorji).

Meritev zadetkov anihilacijskih fotonov nam daje informacije o mestu anihilacijesistema e+e−, ki pa se zaradi dosega pozitrona razlikuje od mesta, kjer se nahaja ra-dioaktivna molekula, ki je pozitron izsevala. Potovanje pozitronov od mesta razpadado mesta anihilacije nam zato poslabsa pozicijsko locljivost pri meritvi. Pozitroniimajo zvezen energijski spekter. Posledicno dobimo tudi za doseg zvezno porazdeli-tev, ki ima padajoco eksponentno obliko (slika 8 levo)[7]. Povprecen doseg narasca skoncno energijo spektra in pada z gostoto snovi, po kateri pozitron potuje. Sevalci,ki se uporabljajo pri PET tomografiji, sevajo pozitrone s povprecnim dosegom vtkivu med 0.4 mm in 2 mm[7]. Za najpogosteje uporabljani izotop 18F je povprecendoseg pozitrona v tkivu 0.4 mm. Zaradi tega pojava sirina FWHM ne more bitimanjsa od 0.4 mm.

Gibanje sistema e+e− ob anihilaciji prispeva k nekolinearnosti anihilacijskih fo-tonov. Zaradi gibanja odstopa kot med fotonoma od 180 za priblizno ψ ≈ 0.5.Posledica tega je, da je tocka anihilacije za ∆x ≈ d/2 ψ/2 ≈ dψ/4 oddaljena odrekonstruirane premice (slika 8 desno); d je razdalja med detektorjema, ψ pa je kotodstopanja od kolinearnosti. Za d = 80 cm in ψ ≈ 0.5 dobimo ∆x ≈ 2 mm. Slikatockastega izvora se tako se dodatno razsiri.

Na razsiritev slike tockastega izvora vpliva tudi koncna pozicijska locljivost de-tektorja, ki je sorazmerna sirini detektorskega elementa. Njena tipicna vrednostje 2 - 3 mm. Izboljsamo jo lahko s segmentiranjem kristala scintilatorja, kakor jeopisano v poglavju o aparaturi (str. 6).

Doseg pozitronov v tkivu, nekolinearnost fotonov in pozicijska locljivost detek-torja skupaj dolocajo celotno pozicijsko locljivost pri tomografski meritvi. Posledic

8

Slika 8: Doseg pozitrona v tkivu za razlicne sevalce(levo), nekolinearnost anihilacijskihfotonov (desno)[1]

fizikalnih pojavov (dosega in nekolinearnosti) prakticno ne moremo odstraniti. Sku-pno locljivost izboljsamo lahko v glavnem z boljso pozicijsko locljivostjo detektorja.Ce prispevek dosega pozitronov v tkivu k pozicijski locljivosti oznacimo z Rp, pri-spevek nekolinearnosti fotonov z Rf in prispevek detektorja z Rd, dobimo celotnolocljivost R s sestevanjem kvadratov:

R =√R2

p +R2f +R2

d (8)

Drugi pomemben parameter pri kvaliteti slike je kontrast. Definiran je kot raz-merje med visino vrha porazdelitve in visino ozadja. Na slabsi kontrast direktnovpliva slaba pozicijska locljivost, saj signal razmaze in ga zato tezje locimo od ozadja.Na visino ozadja in s tem na kontrast pa vplivata Comptonsko sipanje in nakljucnekoincidence.

Pri Comptonskem sipanju odlozi foton v snovi del svoje energije. Izguba energijeje sorazmerna velikosti sipalnega kota. Anihilacijska fotona zaradi spremembe smerinista vec kolinearna. Ko povezemo mesti, kjer fotona zadeneta detektor, dobimopremico, ki ni v blizini mesta anihilacije (slika 9 sredina).

Pri tomografski meritvi se lahko zgodi, da iz dveh anihilacij zaznamo po enzadetek na nasprotnih detektorjih. To so nakljucne koincidence (slika 9 desno),ki so posledica koncne casovne locljivosti detektorja, omejene hitrosti elektronskihvezij in izbire casovnega okna pri meritvi.

Vpliva Comptonskega sipanja in nakljucnih koincidenc se lahko znebimo le dodolocene mere. To lahko dosezemo z natancnejsim merjenjem casa zadetka fotonovali z natancnejsim merjenjem energije fotonov. Fotone, ki se sipljejo pod velikimikoti, lahko izlocimo iz izmerkov, ce se njihova energija dovolj razlikuje od energije511 keV. Natancnejse merjenje casa zmanjsa verjetnost, da bo prislo do nakljucnihkoincidenc. Po drugi strani z natancnim merjenjem casa zmanjsamo stevilo zadetkovin s tem zberemo manj informacij za rekonstrukcijo slike.

9

Slika 9: Prave koincidence (levo), sipane koincidence (sredina) in nakljucne koincidence(desno)[1]

Casovno locljivost pri meritvi lahko izboljsamo z uporabo scintilatorjev, s cimkrajsim scintilacijskim casom. Eden izmed takih je kristal BaF2, ki ima scintila-cijski cas svetlobe 0.6 ns. Z uporabo polprevodniskih detektorjev namesto foto-pomnozevalk, bi lahko izboljsali pozicijsko in casovno locljivost. Slabost polprevo-dniskih detektorjev je, da so se v razvojni fazi in so zato predragi.

Ocenimo razmerje stevila pravih dogodkov (signal) proti nakljucnim koinciden-cam (sum) v odvisnosti od parametrov detektorja. Pretok fotonov skozi en detektorje

F = AΩ/4π, (9)

ce je A aktivnost izvora in Ω prostorski kot, ki ga oklepa detektor proti izvoru.Pogostost stetja enega detektorja je

N = εF = εAΩ/4π, (10)

kjer je ε izkoristek detektorja. Pogostost pravih koincidenc na casovno enoto (zadva detektorja simetricno glede na tockast izvor) je

K = εN = ε2AΩ/4π, (11)

Stevilo nakljucnih koincidenc na casovno enoto pa je proporcionalno pogostostistetja obeh detektorjev in locitvenemu casu τ (casovni locljivosti)

S = N (2Nτ) = 2 (εAΩ/4π)2 τ, (12)

Odtod sledi, da je razmerje pravih koincidenc proti nakljucnim (razmerje si-gnal/sum) enako

K

S=

1A 2τ Ω/4π

, (13)

Za izvedbo meritve v doglednem casu potrebujemo veliko aktivnost, kar sevedaposlabsa razmerje signal/sum. Za cim boljso izkoriscenost aktivnosti oziroma zaslikanje vecjih 3D objektov zelimo aparaturo s cim vecjim prostorskim kotom, kar

10

tudi poslabsa razmerje signal/ sum. Ostane edino zmanjsevanje locitvenega casaτ oziroma izboljsanje casovne locljivosti aparature. Iz zgornjih izrazov dobimo prifiksnem razmerju signal/sum naslednji izraz za pogostost pravih koincidenc:

K =ε2

2 (K/S) 2τ(14)

Torej zelimo aparaturo z velikim izkoristkom in majhnim locitvenim casom.

Na casovno locljivost vpliva tudi razpadni cas scintilacij, ki naj bo cim krajsi.

Ko upostevamo vse prispevke ugotovimo, da se prostorska locljivost pri PETtomografiji giblje med 4 in 8 mm FWHM. Casovna locljivost pa znasa 8 - 12 ns.

Na osnovi vsega povedanega lahko zakljucimo, da za optimalno kakovost slike obminimalni aktivnosti izvora (oz. prejeti dozi za pacienta) potrebujemo aparaturo z:

- dobro pozicijsko, energijsko in casovno locljivostjo- velikim izkoristkom- velikim prostorskim kotom

Seveda je vse te zahteve tezko uresniciti hkrati, zato dana aparatura predstavljakompromis med posameznimi zahtevami.

4. Ocena doze pri PET

PET preiskava vkljucuje izpostavljenost ionizirajocemu sevanju. Ogledali sibomo dozo sevanja, ki jo prejme pacient ob tomografskem pregledu z FDG.

Izotop 18F ima maksimalno energijo pozitronskega spektra pri 0.64 MeV. Pov-precna energija pozitronov je priblizno tretjina maksimalne, torej < E >≈ 0.21MeV/razpad. Vzemimo, da anihilacijski foton v povprecju prepotuje 10 cm v tkivu,ki ga aproksimiramo z vodo, v kateri je atenuacijska dolzina za foton energije 511keV priblizno 10 cm. Verjetnost, da foton interagira s snovjo na tej poti je 63%, karpomeni, da se povprecno pri vsaki anihilaciji zgodi sipanje 1.26 fotonov. Interakcijanaj bo Comptonsko sipanje, pri katerem je maksimalna energija elektrona enaka 2/3energije fotona, povprecno energijo elektrona pa ocenimo na polovico maksimalne.Torej prispevata fotona 1/2 × 2/3 × 511 keV × 1.23 ≈ 0.22 MeV/razpad. Skupajs pozitronom dobimo, da se v tkivu absorbira 0.43 MeV/razpad. K dozi sevanja, kijo prejme pacient prispevajo torej priblizno polovico pozitroni, drugo polovico paanihilacijski fotoni.

V organizem vnesena aktivnost naj bo A0. Ce vsa jedra ostanejo v organizmu,je stevilo razpadov enako:

N = A0

∫ ∞

0e−

tτ dt = A0 τ = A0

t1/2

ln2, (15)

kjer je τ razpadni cas jedra sevalca, t1/2 pa razpolovni cas jedra sevalca.

11

Za A0 = 220 MBq = 2.2 × 108 s−1 dobimo N = 2.1 × 1012 razpadov. Pri 0.43MeV/razpad to v celoti pomeni 0.9 × 1018 eV ali 0.14 J. Za cloveka tezkega 70 kgto pomeni ekvivalentno dozo 2 × 10−3 J/kg = 2 mSv, ce je za pozitrone in gamafotone faktor kvalitete enak 1[8].

Doza sevanja, ki jo prejme pacient pri rentgenskem slikanju, znasa okoli 0.02mSv, doza pri CT preiskavi mozganov okrog 2 mSv, pri CT preiskavi prsnega kosapa okrog 8 mSv. Pri SPECT tomografiji se doza sevanja giblje med 4 mSv in 10mSv. V Sloveniji znasa letna doza naravnega okolja okrog 2.4 mSv[8]. Torej jevpliv enega pregleda s pozitronsko tomografijo priblizno enak letni dozi naravnegasevanja.

5. Uporaba

Ena izmed glavnih uporab PET tomografije je odkrivanje tumorjev v mozganih.Rakasto tkivo v mozganih porablja vec glukoze kot zdravo tkivo, zato se v takemtkivu nakopici vec molekul FDG. Vecja koncentracija FDG pomeni vecje stevilo β+

razpadov in s tem vecje stevilo anihilacijskih fotonov.

Na podlagi povecane aktivnosti celic v dolocenem predelu mozganov ob gledanjuali poslusanju, lahko ugotovijo, kje so vidni, slusni, spominski in drugi centri vmozganih (slika 10). Obmocja s povecano koncentracijo radiofarmaka so na slikioznacena s temnejso barvo.

Slika 10: Vidni, slusni in spominski centri v mozganih[9]

6. Druge metode slikanja

Pri CT (computed tomography) merimo atenuacijo (absorpcijo, sipanje) X-zarkov v tkivu. Atenuacija je sorazmerna z gostoto tkiva, zato na ta nacin dobimoinformacijo o gostoti. Za to metodo je znacilna visoka resolucija in hitro zajemanjeslike. Doza sevanja, ki jo prejme pacient je vecja kot pri PET in je ocenjena vpoglavju o dozi pri PET (str. 11).

Pri SPECT (single photon emission computed tomography) uporabljajo po-

12

dobno kot pri PET radioaktivne izotope, ki jih vezejo na bioloske molekule. Izotopi(najpogosteje 133Xe, 99Tc in 123I) imajo daljse razpadne case kot pri PET in sevajodirektno gama zarke. Kvaliteta slike je slabsa kot pri PET zaradi slabse pozicij-ske locljivosti (okrog 1 cm). SPECT metoda ni pogojena z blizino pospesevalnikadelcev.

MRI (magnetic resonance imaging) metoda slikanja izkorisca magnetni momentprotonov v snovi. Namesto ionizirajocega sevanja uporablja mocna magnetna poljater radiofrekvencne valove, s katerimi vzbuja protone v snovi. Tkiva z razlicnogostoto protonov se razlicno odzovejo na vzbujanje. Iz odziva lahko rekonstruiramonatancno sliko zgradbe telesa. Resolucija je visja kot pri CT, SPECT ali PET. MRImetoda je pocasna v primerjavi s CT, zato je obcutljiva na gibanje pacienta medmeritvijo.

fMRI (functional magnetic resonance imaging) metoda za razliko od navadneMRI metode daje informacijo o aktivnosti celic. Uporablja se predvsem za studijmetabolizma v mozganih (delovanje mozganov, poskodbe, bolezni). Metoda bazirana predpostavki, da je sprememba aktivnosti mozganskih celic povezana s spre-membo vsebnosti kisika v krvi, ki potuje skozi mozgane. Molekule hemoglobina zrazlicno vsebnostjo kisika imajo razlicno magnetno susceptibilnost, kar vpliva naspremembo signala. Metoda je obcutljiva na gibanje pacienta med meritvijo, takokot navadna MRI.

Na IJS so raziskovali moznosti za PET tomografijo z uporabo veczicnih propor-cionalnih komor (MWPC). Gre za ploscate detektorje s pozicijsko locljivostjo okrog1 mm in dobro casovno locljivostjo. Njihova pomanjkljivost je nizek izkoristek zagama fotone in zelo slaba energijska locljivost, ki ne omogoca locevanja sipanih odnesipanih fotonov. Nizek izkoristek kompenzirajo z vecjo povrsino detektorjev.

V zadnjih 10 letih so naprave za pozitronsko tomografijo nadomestile naprave,ki zdruzujejo pozitronsko tomografijo (PET) in rentgensko tomografijo (CT) (slika11). Kombinirano napravo sestavljajo detektorski obroci za PET, ki jim dodajodetektorske obroce za CT. Dobljeni rekonstruirani sliki zdruzijo v eno samo. Na tanacin lahko bolj natancno dolocijo, kje v telesu prihaja do sprememb v aktivnosticelic.

7. Zakljucek

Pozitronska tomografija postaja nepogresljiva medicinska metoda za ugotavlja-nje fizioloskih sprememb v telesu in diagnozo nekaterih bolezni.

V Sloveniji imamo danes dva PET tomografa: na Onkoloskem Institutu in naOddelku za nuklearno medicino UKC v Ljubljani. Medicinskih ciklotronov za proi-zvodnjo pozitronskih sevalcev v Sloveniji se nimamo, zato smo vezani na uvoz FDGiz tujine. Tezavo predstavlja predvsem kratek razpolovni cas pozitronskih sevalcev(npr. za 18F je razpolovni cas 110 min), zato mora biti cas od proizvodnje 18F ,sinteze FDG in prevoza do uporabnika reda velikosti nekaj ur.

13

Slika 11: PET+CT naprava (levo), sliki pri PET in CT (desno)[1],[10]

V prihodnosti je razvoj usmerjen tudi v naprave, ki bi bile neke vrste kombinacijaPET skenerja in MRI detektorja, saj bi tako hkrati dobili informacijo o anatomijiin o presnovnih procesih v nekem organu ali tkivu. PET+MRI naprave so boljprijazne do pacienta kot PET+CT, saj pri MRI nimamo ionizirajocega sevanja.Pri MRI imamo opravka z visokimi magnetnimi polji, kar pa predstavlja problempri fotopomnozevalkah, ki se uporabljajo v PET skenerjih, saj so zelo obcutljivena magnetna polja [11]. Poleg tega je tudi cena fotopomnozevalk visoka zaradizapletene strukture znotraj vakuumske cevi.

Iskanje alternative fotopomnozevalkam, ki ne bi bile obcutljive na visoka ma-gnetna polja, je pripeljalo do razvoja plazovnih fotodiod oz. APD (iz AvalanchePhotodiode). Pri APD je potrebno, da pade nanjo vsaj okoli 20 fotonov, ce zelimo,da zazna svetlobni pulz [11]. V primerjavi s fotopomnozevalkami je kompaktnejsain je neobcutljiva na visoka magnetna polja. Pred nekaj leti so razvili Geigerjevoplazovno fotodiodo G-APD (iz Geiger mode Avalanche Photodiode) [11]. Ta vrstafotodiode lahko zazna en sam foton, tako kot fotopomnozevalka, zato ji nekateripravijo tudi silicijeva fotopomnozevalka - SiPM (iz Silicon Photomultiplier). Sili-cijeve fotopomnozevalke so se v fazi razvoja. Zaradi njihove visoke cene jih se neuporabljajo pri PET tomografiji.

Literatura

[1] G. B. Saha: Basics of PET imaging, Springer, 2005.

[2] http://pet.radiology.uiowa.edu/ (10.2.2010)

[3] http://pdacorp.com/biotech.html (10.2.2010)

[4] M. Staric: Razvoj, izdelava in preizkus prototipa aparature za pozitronsko to-mografijo, Doktorska disertacija, Univerza v Ljubljani, 1993.

14

[5] http://discover.positron.edu.au/antimatter-could-save-your-life/having-a-pet-scan/ (10.2.2010)

[6] M. Staric, D. Korbar, A. Stanovnik: Tests of a mini positron emission tomo-graph based on multiwire proportional chambers, Physica Medica IX, 1993.

[7] M. Staric, D. Korbar, A. Stanovnik: Performance of a Small MWPC BasedPET System, Journal de Physique IV, 1995.

[8] F. Cvelbar: Merjenje ionizirajocega sevanja, DMFA zaloznistvo, 2003.

[9] http://www.humanillnesses.com/Behavioral-Health-A-Br/The-Brain-and-Nervous-System.html (10.2.2010)

[10] http://www.umm.edu/petct/ (10.2.2010)

[11] D. Renker: Nucl. Instr. and Meth., A 567, 48 (2006).

15