Seminar - 4. letnik Pozitronska tomografija Avtor: Mitja Krnel Mentor: prof. dr. Aleš Stanovnik Ljubljana, februar 2010 Povzetek Pozitronska tomografi

Transkripcija

1 Seminar - 4. letnik Pozitronska tomografija Avtor: Mitja Krnel Mentor: prof. dr. Aleš Stanovnik Ljubljana, februar 2010 Povzetek Pozitronska tomografija je medicinska metoda, pri kateri merimo porazdelitev pozitronskih sevalcev v tkivu. Na določene molekule vežemo kratkožive radioaktivne izotope, ki sevajo pozitrone. Pozitroni se anihilirajo z elektroni v tkivu, nastale kolinearne fotone pa detektiramo. Rekonstruirana slika daje informacijo o porazdelitvi označenih molekul, ki pa je odvisna od fizioloških procesov v telesu. Metoda se uporablja v onkologiji, v nevrologiji, za preiskave srca ali za preučevanje možganov. V seminarju so opisani zgradba aparature, način meritve, rekonstrukcija slike, dejavniki, ki vplivajo na kvaliteto slike in primerjava metode z drugimi metodami medicinskega slikanja.

2 Kazalo 1 Uvod 2 2 Osnove Pozitronski sevalci Radiofarmaki Aparatura Rekonstrukcija slike Kvaliteta slike Ocena doze pri PET 11 5 Uporaba 12 6 Druge metode slikanja 12 7 Zaključek Uvod Pozitronska tomografija (PET)[1] je medicinska diagnostična metoda, pri kateri merimo porazdelitev pozitronskih sevalcev v telesu. Pacient pred slikanjem prejme v krvni obtok biokemično aktivno snov, označeno s pozitronskim sevalcem. Snov se razširi po telesu in nakopiči v celicah s povečano porabo teh molekul. Na podlagi izmerjene porazdelitve sevalcev izvemo nekaj o aktivnosti celic v določenem delu telesa. Z različnimi molekulami lahko spremljamo različne procese v telesu, kot so delovanje srca ali možganov. Odkrivamo lahko rakaste tvorbe ali pojav Parkinsonove in Alzheimerjeve bolezni. Danes je PET tomografija med glavnimi diagnostičnimi metodami v nevrologiji in onkologiji in se dopolnjuje z ostalimi načini slikanja kot sta 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

3 2. Osnove 2.1 Pozitronski sevalci Pozitrone sevajo izotopi elementov s primanjkljajem nevtronov. Pri PET tomografiji uporabljajo predvsem izotope navedene v tabeli 1. Proizvajajo jih večinoma s pomočjo medicinskega ciklotrona (slika 2). Slika 2: Medicinski ciklotron[3] Pozitroni nastanejo pri radioaktivnih β + razpadih jedra sevalca: A ZX Z 1 A Y + e + + ν Energijski spekter izsevanih pozitronov je zvezen. Njihova maksimalna energija je odvisna od razlike mas jeder X in Y. Pozitron lahko prepotuje v tkivu nekaj mm, preden se anihilira s svojim antidelcem - elektronom. Pri tem se njuna masa pretvori v energijo dveh fotonov v skladu z enačbo: E = mc 2 (1) Masi elektrona in pozitrona sta enaki, zato vsak od fotonov, ki nastane pri anihilaciji v mirovanju, nosi energijo 511 kev (fotoni gama). Če sistem e+ e ob anihilaciji miruje, odletita fotona v nasprotnih smereh vzdolž iste premice do detektorjev. Pri PET tomografiji uporabljamo večinoma sevalce z razpolovno dobo krajšo od dveh ur. Kratka razpolovna doba je pogojena z zahtevo po čim manjši dozi sevanja, ki jo prejme pacient pri meritvi. Hkrati mora biti razpolovna doba sevalca dovolj dolga, da se označena spojina razširi po telesu, do organa, ki ga preiskujemo in da lahko izmerimo zadostno število anihilacijskih dogodkov. Energija pozitronov je sorazmerna njihovemu dosegu v tkivu. Večji doseg poslabša kvaliteto slike, zato so za meritev najbolj primerni sevalci, ki sevajo pozitrone z majhnimi energijami. Razpolovni časi in maksimalne energije pozitronov pri določenem sevalcu so zbrane v tabeli 1. Meritev traja okrog 30 minut, zato ima najprimernejšo razpolovno dobo izotop 18 F, ki tudi seva pozitrone z najnižjo energijo. Vendar pa je 3

4 izbira pozitronskega sevalca odvisna od označene spojine in biološkega procesa, ki ga preučujemo. Izotop t 1/2 E max 11 C 20.4 min 961 kev 13 N 9.96 min 1190 kev 15 O 2.04 min 1730 kev 18 F 110 min 635 kev 68 Ga 68.1 min 1900 kev 82 Rb 1.3 min 3400 kev 124 I 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 vežemo radioaktivne izotope. Raztopinam takih molekul pravimo radiofarmaki. Pri PET tomografiji najpogosteje vežejo izotop fluora 18 F na molekule glukoze, da dobijo fluorodeoksiglukozo (FDG) (slika 3 levo). Transport in presnova FDG sta podobna, kot pri glukozi, zato se FDG kopiči predvsem v celicah, ki za metabolne procese kot vir energije uporabljajo glikolizo (npr tumorji). Velik porabnik glukoze so tudi možgani, zato je s pomočjo FDG mogoče ugotavljati metabolno aktivnost različnih predelov možganov, kar omogoča zgodnjo diagnostiko nekaterih možganskih okvar (npr. tumorjev, Alzheimerjeve bolezni, Parkinsonove bolezni, itd). Slika 3: Molekula fluorodeoksiglukoze (levo), modul za proizvodnjo fluorodeoksiglukoze (desno)[5],[1] Poznamo že okoli 500 različnih radiofarmakov označenih s pozitronskimi sevalci. Nekateri izmed teh so zbrani v tabeli 2. Postopek proizvodnje radiofarmakov je 4

5 zapleten. Danes proizvajajo FDG s pomočjo avtomatiziranega modula v velikosti osebnega računalnika. V take module (slika 3 desno) dajo radioaktivni izotop 18 F, ki ga pridobijo s pomočjo ciklotrona. Izotop označena spojina primer uporabe 11 C 11 CO, 11 CO 2 volumen krvi v srcu, hitrost metabolizma 13 N 13 NH 3 pretok krvi v srcu 15 O C 15 O pretok krvi v možganih 18 F 2-18 F -2-deoksi-D-glukoza tumorji, hitrost metabolizma 68 Ga 68 Ga-EDTA volumen krvi v možganih 82 Rb 82 Rb-ion pretok krvi v srcu 124 I 124 I-ion delovanje ščitnice Tabela 2: Nekateri radiofarmaki in njihova uporaba[4] 2.3 Aparatura Aparatura je sestavljena iz obročev, ki ležijo na skupni osi. Po obodu vsakega obroča so razporejeni detektorski bloki. V vsakem izmed njih je scintilatorski kristal, fotopomnoževalke in pripadajoča elektronika (slika 4). Fotona, ki nastaneta pri anihilaciji sistema e + e, priletita v nasprotna detektorska bloka (slika 5). Slika 4: Detektorski blok sestavljen iz scintilatorja in štirih fotopomnoževalk[1] Slika 5: Skica principa detekcije fotonov[6] V scintilatorskem kristalu detektorja se del energije fotona porabi za vzbujanje atomov v višja stanja, del energije pa se pretvori v kinetično energijo atomov, torej toploto. Vzbujeni atomi pri prehodu v nižja stanja sevajo fotone vidne ali UV svetlobe, ki padejo na fotopomnoževalko. Iz fotokatode izbijejo fotoelektrone, ki se nato pomnožijo v električnem polju sistema dinod. Dobljeni električni signal 5

6 ojačimo ter izmerimo čas in višino signala s pomočjo posebnih elektronskih modulov (TDC, ADC). Pri meritvi štejemo koincidenčne dogodke. Fotona, ki priletita v nasprotna detektorja znotraj časovne ločljivosti, vzamemo za sočasna. Torej domnevamo, da sta nastala v isti anihilaciji e + e 2γ. Višina signala pa je sorazmerna energiji, ki jo je foton pustil v scintilatorju. Za detektiranje gama žarkov uporabljajo predvsem BGO (Bizmut Germanat) in LSO (Lutecij Ortosilikat) scintilatorje. Zanju je značilen visok atenuacijski koeficient µ za žarke energije 511 kev (µ = 0.96 cm 1 za BGO in µ = 0.87 cm 1 za LSO), kar pomeni, da se velik delež vpadnih 511 kev fotonov absorbira ali siplje v detektorju. Scintilacijski čas za BGO je 40 ns, za LSO pa 300 ns. Pogosto scintilator zarežejo na 4 4 ali 8 8 segmentov, tako da fotopomnoževalkam pripada matrika segmentov kristala (slika 4). S primerjavo višin pulzov na štirih fotopomnoževalkah lahko ugotovijo, v kateri segment je foton priletel. Na ta način natančneje določijo lego zadetka (izboljšajo pozicijsko ločljivost detektorja) in zmanjšajo število fotopomnoževalk. S pomočjo enega obroča zberejo podatke o eni rezini objekta. V praksi uporabljajo več detektorskih obročev naenkrat, predvsem ko preiskujejo večje objekte ali ko želijo dobiti 3D podobo določenega organa v telesu. S tem tudi skrajšajo čas pregleda ali povečajo količino izmerjenih podatkov. 3. Rekonstrukcija slike Detektorja izmerita koordinati točk, kjer sta koincidenčna anihilacijska fotona zadela detektor. Ti dve točki določata premico, v bližini katere naj bi se nahajal sevalec. Pri rekonstrukciji slike razdelimo prostor, v katerem pričakujemo sevalce, na majhne kocke (voxel). Vrednost merjene funkcije v dani kocki naj bo enaka številu premic, ki prebadajo to kocko. Bolje, vendar bolj zamudno je, če namesto števila premic vzamemo vsoto dolžin odsekov premic v posamezni kocki. Za točkast sevalec (idealen primer) z aktivnostjo A i, ki se nahaja na mestu r i, je merjena funkcija enaka: H( r r i ) = A i r r i 2 = N( r r i) A i, (2) kjer je r lega ustreznega volumskega elementa (voxela) in N( r r i ) normirana merjena funkcija točkastega izvora (slika 6 levo). Kadar imamo več točkastih sevalcev, je merjena funkcija enaka vsoti merjenih funkcij posameznih sevalcev (slika 6 desno): M( r) = i A i r r i 2 = i N( r r i ) A i (3) 6

7 Slika 6: Merjena funkcija v primeru enega točkastega izvora (levo) in več točkastih izvorov (desno) V splošnem so sevalci zvezno porazdeljeni po prostoru. Merjena funkcija prave porazdelitve je zato enaka integralu produkta normirane odzivne funkcije za točkast izvor N( r r ) in porazdelitve sevalcev da/dv ( r ): M( r) = V N( r r ) da dv ( r ) dv, (4) Enačbo (4) s Fourierovo transformacijo pretvorimo v frekvenčni prostor vektorjev k. Označimo da dv ( r ) = F ( r ). Z uporabo konvolucijskega teorema postane enačba (4) algebraična: M( k) = Ñ( k) F ( k), (5) kjer so M, Ñ in F Fourierove transformiranke funkcij M, N in F. Enačbo (5) rešimo z deljenjem leve in desne strani s funkcijo Ñ( k): F ( k) = M( k) Ñ( k) (6) Nato F ( k) z inverzno Fourierjevo transformacijo F 1 transformiramo nazaj v krajevni prostor vektorjev r: F ( r) = F 1 ( F ( k)), (7) kar je rešitev enačbe za porazdelitev sevalcev, ki jo rešujemo numerično. 3.1 Kvaliteta slike Na kvaliteto slike vpliva več dejavnikov, kot so interakcija pozitronov s snovjo, interakcija anihilacijskih fotonov s snovjo in instrumentalni efekti. Kvaliteto slike opišemo s pozicijsko ločljivostjo in s kontrastom. Parametre, ki vplivajo na kakovost slike si bomo ogledali na primeru točkastega izvora (δ funkcije), ki se preslika v porazdelitev z večjo širino in vsebuje tudi zvezno 7

8 ozadje (slika 7). Tako razširitev porazdelitve točkastega izvora, kot pojav zveznega ozadja sta posledica fizikalnih procesov in omejitev aparature. Slika 7: Idealna slika (levo), realna slika točkastega izvora (desno)[6] Pozicijsko ločljivost slike nam definira širina porazdelitve na polovični višini FWHM (full width at half maximum). Nanjo vplivajo doseg pozitronov, nekolinenearnost anihilacijskih fotonov in pozicijska ločljivost aparature (detektorji). Meritev zadetkov anihilacijskih fotonov nam daje informacije o mestu anihilacije sistema e + e, ki pa se zaradi dosega pozitrona razlikuje od mesta, kjer se nahaja radioaktivna molekula, ki je pozitron izsevala. Potovanje pozitronov od mesta razpada do mesta anihilacije nam zato poslabša pozicijsko ločljivost pri meritvi. Pozitroni imajo zvezen energijski spekter. Posledično dobimo tudi za doseg zvezno porazdelitev, ki ima padajočo eksponentno obliko (slika 8 levo)[7]. Povprečen doseg narašča s končno energijo spektra in pada z gostoto snovi, po kateri pozitron potuje. Sevalci, ki se uporabljajo pri PET tomografiji, sevajo pozitrone s povprečnim dosegom v tkivu med 0.4 mm in 2 mm[7]. Za najpogosteje uporabljani izotop 18 F je povprečen doseg pozitrona v tkivu 0.4 mm. Zaradi tega pojava širina FWHM ne more biti manjša od 0.4 mm. Gibanje sistema e + e ob anihilaciji prispeva k nekolinearnosti anihilacijskih fotonov. Zaradi gibanja odstopa kot med fotonoma od 180 za približno ψ 0.5. Posledica tega je, da je točka anihilacije za x d/2 ψ/2 d ψ/4 oddaljena od rekonstruirane premice (slika 8 desno); d je razdalja med detektorjema, ψ pa je kot odstopanja od kolinearnosti. Za d = 80 cm in ψ 0.5 dobimo x 2 mm. Slika točkastega izvora se tako še dodatno razširi. Na razširitev slike točkastega izvora vpliva tudi končna pozicijska ločljivost detektorja, ki je sorazmerna širini detektorskega elementa. Njena tipična vrednost je 2-3 mm. Izboljšamo jo lahko s segmentiranjem kristala scintilatorja, kakor je opisano v poglavju o aparaturi (str. 6). Doseg pozitronov v tkivu, nekolinearnost fotonov in pozicijska ločljivost detektorja skupaj določajo celotno pozicijsko ločljivost pri tomografski meritvi. Posledic 8

9 Slika 8: Doseg pozitrona v tkivu za različne sevalce(levo), nekolinearnost anihilacijskih fotonov (desno)[1] fizikalnih pojavov (dosega in nekolinearnosti) praktično ne moremo odstraniti. Skupno ločljivost izboljšamo lahko v glavnem z boljšo pozicijsko ločljivostjo detektorja. Če prispevek dosega pozitronov v tkivu k pozicijski ločljivosti označimo z R p, prispevek nekolinearnosti fotonov z R f in prispevek detektorja z R d, dobimo celotno ločljivost R s seštevanjem kvadratov: R = Rp 2 + Rf 2 + R2 d (8) Drugi pomemben parameter pri kvaliteti slike je kontrast. Definiran je kot razmerje med višino vrha porazdelitve in višino ozadja. Na slabši kontrast direktno vpliva slaba pozicijska ločljivost, saj signal razmaže in ga zato težje ločimo od ozadja. Na višino ozadja in s tem na kontrast pa vplivata Comptonsko sipanje in naključne koincidence. Pri Comptonskem sipanju odloži foton v snovi del svoje energije. Izguba energije je sorazmerna velikosti sipalnega kota. Anihilacijska fotona zaradi spremembe smeri nista več kolinearna. Ko povežemo mesti, kjer fotona zadeneta detektor, dobimo premico, ki ni v bližini mesta anihilacije (slika 9 sredina). Pri tomografski meritvi se lahko zgodi, da iz dveh anihilacij zaznamo po en zadetek na nasprotnih detektorjih. To so naključne koincidence (slika 9 desno), ki so posledica končne časovne ločljivosti detektorja, omejene hitrosti elektronskih vezij in izbire časovnega okna pri meritvi. Vpliva Comptonskega sipanja in naključnih koincidenc se lahko znebimo le do določene mere. To lahko dosežemo z natančnejšim merjenjem časa zadetka fotonov ali z natančnejšim merjenjem energije fotonov. Fotone, ki se sipljejo pod velikimi koti, lahko izločimo iz izmerkov, če se njihova energija dovolj razlikuje od energije 511 kev. Natančnejše merjenje časa zmanjša verjetnost, da bo prišlo do naključnih koincidenc. Po drugi strani z natančnim merjenjem časa zmanjšamo število zadetkov in s tem zberemo manj informacij za rekonstrukcijo slike. 9

10 Slika 9: Prave koincidence (levo), sipane koincidence (sredina) in naključne koincidence (desno)[1] Časovno ločljivost pri meritvi lahko izboljšamo z uporabo scintilatorjev, s čim krajšim scintilacijskim časom. Eden izmed takih je kristal BaF 2, ki ima scintilacijski čas svetlobe 0.6 ns. Z uporabo polprevodniških detektorjev namesto fotopomnoževalk, bi lahko izboljšali pozicijsko in časovno ločljivost. Slabost polprevodniških detektorjev je, da so še v razvojni fazi in so zato predragi. Ocenimo razmerje števila pravih dogodkov (signal) proti naključnim koincidencam (šum) v odvisnosti od parametrov detektorja. Pretok fotonov skozi en detektor je F = AΩ/4π, (9) če je A aktivnost izvora in Ω prostorski kot, ki ga oklepa detektor proti izvoru. Pogostost štetja enega detektorja je N = εf = εaω/4π, (10) kjer je ε izkoristek detektorja. Pogostost pravih koincidenc na časovno enoto (za dva detektorja simetrično glede na točkast izvor) je K = εn = ε 2 AΩ/4π, (11) Število naključnih koincidenc na časovno enoto pa je proporcionalno pogostosti štetja obeh detektorjev in ločitvenemu času τ (časovni ločljivosti) S = N (2Nτ) = 2 (εaω/4π) 2 τ, (12) Odtod sledi, da je razmerje pravih koincidenc proti naključnim (razmerje signal/šum) enako K S = 1 A 2τ Ω/4π, (13) Za izvedbo meritve v doglednem času potrebujemo veliko aktivnost, kar seveda poslabša razmerje signal/šum. Za čim boljšo izkoriščenost aktivnosti oziroma za slikanje večjih 3D objektov želimo aparaturo s čim večjim prostorskim kotom, kar 10

11 tudi poslabša razmerje signal/ šum. Ostane edino zmanjševanje ločitvenega časa τ oziroma izboljšanje časovne ločljivosti aparature. Iz zgornjih izrazov dobimo pri fiksnem razmerju signal/šum naslednji izraz za pogostost pravih koincidenc: K = ε 2 2 (K/S) 2τ Torej želimo aparaturo z velikim izkoristkom in majhnim ločitvenim časom. Na časovno ločljivost vpliva tudi razpadni čas scintilacij, ki naj bo čim krajši. Ko upoštevamo vse prispevke ugotovimo, da se prostorska ločljivost pri PET tomografiji giblje med 4 in 8 mm FWHM. Časovna ločljivost pa znaša 8-12 ns. Na osnovi vsega povedanega lahko zaključimo, da za optimalno kakovost slike ob minimalni aktivnosti izvora (oz. prejeti dozi za pacienta) potrebujemo aparaturo z: - dobro pozicijsko, energijsko in časovno ločljivostjo - velikim izkoristkom - velikim prostorskim kotom Seveda je vse te zahteve težko uresničiti hkrati, zato dana aparatura predstavlja kompromis med posameznimi zahtevami. (14) 4. Ocena doze pri PET PET preiskava vključuje izpostavljenost ionizirajočemu sevanju. Ogledali si bomo dozo sevanja, ki jo prejme pacient ob tomografskem pregledu z FDG. Izotop 18 F ima maksimalno energijo pozitronskega spektra pri 0.64 MeV. Povprečna energija pozitronov je približno tretjina maksimalne, torej < E > 0.21 MeV/razpad. Vzemimo, da anihilacijski foton v povprečju prepotuje 10 cm v tkivu, ki ga aproksimiramo z vodo, v kateri je atenuacijska dolžina za foton energije 511 kev približno 10 cm. Verjetnost, da foton interagira s snovjo na tej poti je 63%, kar pomeni, da se povprečno pri vsaki anihilaciji zgodi sipanje 1.26 fotonov. Interakcija naj bo Comptonsko sipanje, pri katerem je maksimalna energija elektrona enaka 2/3 energije fotona, povprečno energijo elektrona pa ocenimo na polovico maksimalne. Torej prispevata fotona 1/2 2/3 511 kev MeV/razpad. Skupaj s pozitronom dobimo, da se v tkivu absorbira 0.43 MeV/razpad. K dozi sevanja, ki jo prejme pacient prispevajo torej približno polovico pozitroni, drugo polovico pa anihilacijski fotoni. V organizem vnesena aktivnost naj bo A 0. Če vsa jedra ostanejo v organizmu, je število razpadov enako: N = A 0 0 e t τ dt = A0 τ = A 0 t 1/2 ln2, (15) kjer je τ razpadni čas jedra sevalca, t 1/2 pa razpolovni čas jedra sevalca. 11

12 Za A 0 = 220 MBq = s 1 dobimo N = razpadov. Pri 0.43 MeV/razpad to v celoti pomeni ev ali 0.14 J. Za človeka težkega 70 kg to pomeni ekvivalentno dozo J/kg = 2 msv, če je za pozitrone in gama fotone faktor kvalitete enak 1[8]. Doza sevanja, ki jo prejme pacient pri rentgenskem slikanju, znaša okoli 0.02 msv, doza pri CT preiskavi možganov okrog 2 msv, pri CT preiskavi prsnega koša pa okrog 8 msv. Pri SPECT tomografiji se doza sevanja giblje med 4 msv in 10 msv. V Sloveniji znaša letna doza naravnega okolja okrog 2.4 msv[8]. Torej je vpliv enega pregleda s pozitronsko tomografijo približno enak letni dozi naravnega sevanja. 5. Uporaba Ena izmed glavnih uporab PET tomografije je odkrivanje tumorjev v možganih. Rakasto tkivo v možganih porablja več glukoze kot zdravo tkivo, zato se v takem tkivu nakopiči več molekul FDG. Večja koncentracija FDG pomeni večje število β + razpadov in s tem večje število anihilacijskih fotonov. Na podlagi povečane aktivnosti celic v določenem predelu možganov ob gledanju ali poslušanju, lahko ugotovijo, kje so vidni, slušni, spominski in drugi centri v možganih (slika 10). Območja s povečano koncentracijo radiofarmaka so na sliki označena s temnejšo barvo. Slika 10: Vidni, slušni in spominski centri v možganih[9] 6. Druge metode slikanja Pri CT (computed tomography) merimo atenuacijo (absorpcijo, sipanje) X- žarkov v tkivu. Atenuacija je sorazmerna z gostoto tkiva, zato na ta način dobimo informacijo o gostoti. Za to metodo je značilna visoka resolucija in hitro zajemanje slike. Doza sevanja, ki jo prejme pacient je večja kot pri PET in je ocenjena v poglavju o dozi pri PET (str. 11). Pri SPECT (single photon emission computed tomography) uporabljajo po- 12

13 dobno kot pri PET radioaktivne izotope, ki jih vežejo na biološke molekule. Izotopi (najpogosteje 133 Xe, 99 T c in 123 I) imajo daljše razpadne čase kot pri PET in sevajo direktno gama žarke. Kvaliteta slike je slabša kot pri PET zaradi slabše pozicijske ločljivosti (okrog 1 cm). SPECT metoda ni pogojena z bližino pospeševalnika delcev. MRI (magnetic resonance imaging) metoda slikanja izkorišča magnetni moment protonov v snovi. Namesto ionizirajočega sevanja uporablja močna magnetna polja ter radiofrekvenčne valove, s katerimi vzbuja protone v snovi. Tkiva z različno gostoto protonov se različno odzovejo na vzbujanje. Iz odziva lahko rekonstruiramo natančno sliko zgradbe telesa. Resolucija je višja kot pri CT, SPECT ali PET. MRI metoda je počasna v primerjavi s CT, zato je občutljiva na gibanje pacienta med meritvijo. fmri (functional magnetic resonance imaging) metoda za razliko od navadne MRI metode daje informacijo o aktivnosti celic. Uporablja se predvsem za študij metabolizma v možganih (delovanje možganov, poškodbe, bolezni). Metoda bazira na predpostavki, da je sprememba aktivnosti možganskih celic povezana s spremembo vsebnosti kisika v krvi, ki potuje skozi možgane. Molekule hemoglobina z različno vsebnostjo kisika imajo različno magnetno susceptibilnost, kar vpliva na spremembo signala. Metoda je občutljiva na gibanje pacienta med meritvijo, tako kot navadna MRI. Na IJS so raziskovali možnosti za PET tomografijo z uporabo večžičnih proporcionalnih komor (MWPC). Gre za ploščate detektorje s pozicijsko ločljivostjo okrog 1 mm in dobro časovno ločljivostjo. Njihova pomanjkljivost je nizek izkoristek za gama fotone in zelo slaba energijska ločljivost, ki ne omogoča ločevanja sipanih od nesipanih fotonov. Nizek izkoristek kompenzirajo z večjo površino detektorjev. V zadnjih 10 letih so naprave za pozitronsko tomografijo nadomestile naprave, ki združujejo pozitronsko tomografijo (PET) in rentgensko tomografijo (CT) (slika 11). Kombinirano napravo sestavljajo detektorski obroči za PET, ki jim dodajo detektorske obroče za CT. Dobljeni rekonstruirani sliki združijo v eno samo. Na ta način lahko bolj natančno določijo, kje v telesu prihaja do sprememb v aktivnosti celic. 7. Zaključek Pozitronska tomografija postaja nepogrešljiva medicinska metoda za ugotavljanje fizioloških sprememb v telesu in diagnozo nekaterih bolezni. V Sloveniji imamo danes dva PET tomografa: na Onkološkem Inštitutu in na Oddelku za nuklearno medicino UKC v Ljubljani. Medicinskih ciklotronov za proizvodnjo pozitronskih sevalcev v Sloveniji še nimamo, zato smo vezani na uvoz FDG iz tujine. Težavo predstavlja predvsem kratek razpolovni čas pozitronskih sevalcev (npr. za 18 F je razpolovni čas 110 min), zato mora biti čas od proizvodnje 18 F, sinteze FDG in prevoza do uporabnika reda velikosti nekaj ur. 13

14 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 kombinacija PET skenerja in MRI detektorja, saj bi tako hkrati dobili informacijo o anatomiji in o presnovnih procesih v nekem organu ali tkivu. PET+MRI naprave so bolj prijazne do pacienta kot PET+CT, saj pri MRI nimamo ionizirajočega sevanja. Pri MRI imamo opravka z visokimi magnetnimi polji, kar pa predstavlja problem pri fotopomnoževalkah, ki se uporabljajo v PET skenerjih, saj so zelo občutljive na magnetna polja [11]. Poleg tega je tudi cena fotopomnoževalk visoka zaradi zapletene strukture znotraj vakuumske cevi. Iskanje alternative fotopomnoževalkam, ki ne bi bile občutljive na visoka magnetna polja, je pripeljalo do razvoja plazovnih fotodiod oz. APD (iz Avalanche Photodiode). Pri APD je potrebno, da pade nanjo vsaj okoli 20 fotonov, če želimo, da zazna svetlobni pulz [11]. V primerjavi s fotopomnoževalkami je kompaktnejša in je neobčutljiva na visoka magnetna polja. Pred nekaj leti so razvili Geigerjevo plazovno fotodiodo G-APD (iz Geiger mode Avalanche Photodiode) [11]. Ta vrsta fotodiode lahko zazna en sam foton, tako kot fotopomnoževalka, zato ji nekateri pravijo tudi silicijeva fotopomnoževalka - SiPM (iz Silicon Photomultiplier). Silicijeve fotopomnoževalke so še v fazi razvoja. Zaradi njihove visoke cene jih še ne uporabljajo pri PET tomografiji. Literatura [1] G. B. Saha: Basics of PET imaging, Springer, [2] ( ) [3] ( ) [4] M. Starič: Razvoj, izdelava in preizkus prototipa aparature za pozitronsko tomografijo, Doktorska disertacija, Univerza v Ljubljani,

15 [5] ( ) [6] M. Starič, D. Korbar, A. Stanovnik: Tests of a mini positron emission tomograph based on multiwire proportional chambers, Physica Medica IX, [7] M. Starič, D. Korbar, A. Stanovnik: Performance of a Small MWPC Based PET System, Journal de Physique IV, [8] F. Cvelbar: Merjenje ionizirajočega sevanja, DMFA založništvo, [9] Nervous-System.html ( ) [10] ( ) [11] D. Renker: Nucl. Instr. and Meth., A 567, 48 (2006). 15