Nabité částice jsou předurčeny pro měření hloubkové distribuce

Nabité částice jsou předurčeny pro měření hloubkové distribuce

• Nabité částice jsou předurčeny pro měření hloubkové distribuce

• Fotony (RTG a ) k tomu, aby se využívaly k zobrazování

RTG trubice

• RTG trubice

• brzdné + charakteristické záření (při dopadu e- za anodou)
• stačí „malá“ energie elektronů – zdroj může být malý

The X-ray tube

• The X-ray tube

• A small increase in the filament voltage (1) results in a large increase in tube current (2), which accelerates high speed electrons from the very high temperature filament negative cathode (3) within a vacuum, towards a positive tungsten target anode (4). This anode rotates to dissipate heat generated. X-rays are generated within the tungsten anode and an X-ray beam (5) is directed towards the patient.

Characteristic X-ray generation

• Characteristic X-ray generation

• When a high energy electron (1) collides with an inner shell electron (2) both are ejected from the tungsten atom leaving a 'hole' in the inner layer. This is filled by an outer shell electron (3) with a loss of energy emitted as an X-ray photon (4).

Jednoduché příklady – rozložení materiálu v trubce, či zjištění „vyplavení“ materálu

• Jednoduché příklady – rozložení materiálu v trubce, či zjištění „vyplavení“ materálu

Tomografie (řecky tomos = řez) = zobrazování v řezech, tedy strukturní zobrazování stavby bez fyzického narušení celku

• Tomografie (řecky tomos = řez) = zobrazování v řezech, tedy strukturní zobrazování stavby bez fyzického narušení celku

• Je to zobrazení rozložení materiálu v rovině zkoumaný objekt je prozářen z mnoha úhlů v jedné rovině - získáme několik set projekcí. Úkolem je zrekonstruovat plošný řez vyšetřovaným objektem

Ze změřeného rozložení intenzit v jednotlivých směrech chceme rekonstruovat rozložení materiálu f(x,y)

• Ze změřeného rozložení intenzit v jednotlivých směrech chceme rekonstruovat rozložení materiálu f(x,y)

• Jak na to?

• Radonova transformace (1917) (je to „podobné“ Fourierově transformaci)

Z integrálů přes všechny úsečky (x cos  + y sin  - t = 0) chceme zpětně najít integrovanou funkci f(x,y) (integrální tranformace)

• Z integrálů přes všechny úsečky (x cos  + y sin  - t = 0) chceme zpětně najít integrovanou funkci f(x,y) (integrální tranformace)

• přejděme do polárních souřadnic:

1D Radonova transformace = 2D Fourierova transformace f(x,y) (two-dimensional Fourier transform of the initial function is the one variable Fourier transform of the Radon transform of that function) … metoda Fourierovy rekonstrukce

• 1D Radonova transformace = 2D Fourierova transformace f(x,y) (two-dimensional Fourier transform of the initial function is the one variable Fourier transform of the Radon transform of that function) … metoda Fourierovy rekonstrukce

• Fx,y f = Ft R

• f = Fx,y-1 Ft R

Dominantně používané zařízení k detekci fotonů v tomografických přístrojích

• Dominantně používané zařízení k detekci fotonů v tomografických přístrojích

• Hal Anger sestrojil v r. 1957

Používané detektory

• Používané detektory

• Polovodičové (Ge)

• výborné energetické rozlišení, relativně malá účinnost detekce
• Ge(Li), HPGe

• Scintilační

• horší energetické rozlišení, velká účinnost detekce
• NaI(Tl), BGO, BaF2,…
• brillance – BrCl3:Ce, LaBr3:Ce

Ge spectrum of a radioactive Am-Be-source

• Ge spectrum of a radioactive Am-Be-source

Sodium iodide spectrum of 60Co

• Sodium iodide spectrum of 60Co

„Komerční“ detektor (dnes už používán i v CT):

• „Komerční“ detektor (dnes už používán i v CT):

• The Medipix (Timepix) is a high spatial, high contrast resolving CMOS pixel read-out chip working in single photon counting mode. It can be combined with different semiconductor sensors which convert the X-rays directly into detectable electric signals.

• In Timepix each pixel can be programmed to count hits like Medipix2, or to record Time-Over-Threshold (providing rough analog information), or to measure arrival time of the first particle to impinge on the pixel.

„pokročilá“ rentgenka

• „pokročilá“ rentgenka

• Rentgenka a naproti ní umístěný detektor fotonů rotují kolem těla pacienta, přičemž úzký svazek RTG prozařuje vyšetřovanou tkáň - jeho intenzita je detekována a vyhodnocuje se zeslabení paprsku v důsledku absorbce tkání.

• Z hodnot R(t,) získaných prozařováním pod řadou úhlů se provede rekonstrukce absorbční mapy, čímž vznikne denzitní obraz příčného řezu vyšetřovanou oblastí. Na tomto obraze jsou s vysokým rozlišením zobrazeny struktury uložené v různých hloubkách v organismu.

funkce f(x,y) je vlastně atenuační faktor 

• funkce f(x,y) je vlastně atenuační faktor 

Postupným podélným lineárním posunem pacienta vzhledem k systému rentgenka-detektor můžeme vytvořit řadu příčných řezů, které umístěny vedle sebe vytvářejí trojrozměrný obraz vyšetřované oblasti.

• Postupným podélným lineárním posunem pacienta vzhledem k systému rentgenka-detektor můžeme vytvořit řadu příčných řezů, které umístěny vedle sebe vytvářejí trojrozměrný obraz vyšetřované oblasti.

• Metoda se nazývá počítačová tomografie CT (Computerized Tomography)

• přesný název "rentgenová transmisní počítačová tomografie" (X-ray Trasmission Computerized Tomography) se pro zdlouhavost neujal (počítačová - díky náročnosti rekonstrukce)

• Kromě prostorového tomografického zobrazení je hlavní předností CT vůči konvenčním RTG zobrazením podstatně vyšší kontrast – je schopna rozpoznat a zobrazit i nepatrné rozdíly v součinitelích zeslabení RTG-záření. Je to dáno principem zobrazení transverzálního řezu pomocí úzkého paprsku bez ovlivnění sousedními vrstvami a elektronickou detekcí RTG-záření, která je schopna zachytit jemnější rozdíly a širší rozsah dynamiky, než klasický film.

• K výbornému rozlišení přispívají i metody počítačové rekonstrukce a filtrace obrazu (nastavení jasu, kontrastu,...).

The first commercially viable CT scanner was invented by Godfrey Newbold Hounsfield in UK. Hounsfield conceived his idea in 1967, and it was publicly announced in 1972. Allan McLeod Cormack of Tufts University, Mass., USA independently invented a similar process, and both Hounsfield and Cormack shared the 1979 Nobel Prize in Medicine.

• The first commercially viable CT scanner was invented by Godfrey Newbold Hounsfield in UK. Hounsfield conceived his idea in 1967, and it was publicly announced in 1972. Allan McLeod Cormack of Tufts University, Mass., USA independently invented a similar process, and both Hounsfield and Cormack shared the 1979 Nobel Prize in Medicine.

• The original 1971 prototype took 160 parallel readings through 180 angles, each 1° apart, with each scan taking a little over five minutes. The images from these scans took 2.5 hours to be processed by algebraic reconstruction techniques on a large computer.

Several generations of scanners have been produced, with distinguishing tube-detector configuration and scanning motion

• Several generations of scanners have been produced, with distinguishing tube-detector configuration and scanning motion

• The 3rd and 4th generation designs developed at approximately the same time

In the 1st and 2nd generation designs, the X-ray beam was not wide enough to cover the entire width of the 'slice' of interest. A mechanical arrangement was required to move the X-ray source and detector horizontally across the field of view. After a sweep, the source/detector assembly would be rotated a few degrees, and another sweep performed.

• In the 1st and 2nd generation designs, the X-ray beam was not wide enough to cover the entire width of the 'slice' of interest. A mechanical arrangement was required to move the X-ray source and detector horizontally across the field of view. After a sweep, the source/detector assembly would be rotated a few degrees, and another sweep performed.

• This process would be repeated until 360o (180o) had been covered. The complex motion placed a limit on the minimum scan time at approx. 20 sec per image.

In the 3rd and 4th generation designs, the X-ray beam is able to cover the entire field of view of the scanner. This avoids the need for any horizontal motion; an entire 'line' can be captured in an instant. This allowed simplification of the motion to rotation of the X-ray source. 3rd and 4th generation designs differ in the arrangement of the detectors.

• In the 3rd and 4th generation designs, the X-ray beam is able to cover the entire field of view of the scanner. This avoids the need for any horizontal motion; an entire 'line' can be captured in an instant. This allowed simplification of the motion to rotation of the X-ray source. 3rd and 4th generation designs differ in the arrangement of the detectors.

• In 3rd generation, the detector array is as wide as the beam, and must therefore rotate as the source rotates.

• In 4th generation, an entire ring of stationary detectors are used.

• The concept of electron beam CT, which some authors have called 5th generation.

• Some authors have described up to 7 generations of CT design. However, it is only generations one to four that are widely, and consistently, recognised.

The third generation design suffers because it is highly sensitive to detector performance. Because of the fixed relationship of a detector to a specific part of the beam, any miscalibration or malfunction of an individual detector will appear as a ring in the final reconstructed image. As the detectors moved and were exposed to physical stress, loss of calibration and subsequent 'ring artifacts' were commonplace.

• The third generation design suffers because it is highly sensitive to detector performance. Because of the fixed relationship of a detector to a specific part of the beam, any miscalibration or malfunction of an individual detector will appear as a ring in the final reconstructed image. As the detectors moved and were exposed to physical stress, loss of calibration and subsequent 'ring artifacts' were commonplace.

• The fourth generation, with its fixed detectors benefited not just from improved reliability of the detectors, but because the detectors could be automatically calibrated as the X-ray beam approached, and because the different reconstruction geometry meant that a malfunction would lead only to subtle loss of image contrast (fogging) rather than a visible ring.

• Solving the issue of detector stability has led 3rd generation designs to the dominant position in contemporary designs. 4th generation designs suffered very high cost (due to the large number of detectors) and had very high susceptibility to 'streak artifacts' (due to compton scattering).

Electron beam tomography (EBCT) was introduced in the early 1980s, by Andrew Castagnini, to improve the temporal resolution of CT scanners.

• Electron beam tomography (EBCT) was introduced in the early 1980s, by Andrew Castagnini, to improve the temporal resolution of CT scanners.

• Because the X-ray source has to rotate by over 180 degrees in order to capture an image the technique is inherently unable to capture dynamic events or movements that are quicker than the rotation time.

• Instead of rotating a conventional X-ray tube around the patient, the EBCT machine houses a huge vacuum tube in which an electron beam is electro-magnetically steered towards an array of tungsten X-ray anodes arranged circularly around the patient. Each anode is hit in turn by the electron beam and emits X-rays that are collimated and detected as in conventional CT. The lack of moving parts allows very quick scanning, with single slice acquisition in 50-100 ms, making the technique ideal for capturing images of the heart. EBCT has found particular use for assessment of coronary artery calcium, a means of predicting risk of coronary artery disease.

The most advanced current commercial designs can perform image sweeps in as little as 0.025 seconds.

• The most advanced current commercial designs can perform image sweeps in as little as 0.025 seconds.

• The fastest mechanically swept X-Ray tube designs require about 0.33 seconds to perform an image sweep. For reference, current coronary artery angiography imaging is usually performed at 30 frames/second or 0.033 seconds/frame; EBT is far closer to this than mechanically swept CT machines.

• The very high cost of EBCT, and its poor flexibility (single-purpose cardiac scanners), has led to poor uptake; fewer than 150 of these scanners have been installed worldwide. EBCT's role in cardiac imaging is rapidly being supplanted by high-speed multi-detector CT, which can achieve near-equivalent temporal resolution with much faster z-axis coverage.

In helical CT the X-ray source (and detectors) are attached to a freely rotating gantry. During a scan, the table moves the patient smoothly through the scanner; It was the development of two technologies that made helical CT practical

• In helical CT the X-ray source (and detectors) are attached to a freely rotating gantry. During a scan, the table moves the patient smoothly through the scanner; It was the development of two technologies that made helical CT practical

• The major advantage of helical scanning compared to the traditional shoot-and-step approach, is speed; a large volume can be covered in 20-60 seconds. This is advantageous for a number or reasons:

• often the patient can hold their breath for the entire study, reducing motion artifacts,
• it allows for more optimal use of intravenous contrast enhancement, and
• the study is quicker than the equivalent conventional CT permitting the use of higher resolution acquisitions in the same study time.

• The data obtained from spiral CT is often well-suited for 3D imaging because of the lack of motion mis-registration and the increased out of plane resolution.

• Helical CT has slightly lower z-axis resolution than step-and-shoot. Where z-resolution is critical but where it is undesirable to scan at a higher resolution setting (due to the higher radiation exposure required) e.g. brain imaging, step-and-shoot may still be the preferred method.

HRCT is performed using a conventional CT scanner. However, imaging parameters are chosen so as to maximize spatial resolution:

• HRCT is performed using a conventional CT scanner. However, imaging parameters are chosen so as to maximize spatial resolution:

• A narrow slice width is used (usually 1-2 mm)

• A high spatial resolution image reconstruction algorithm is used

• Field of view is minimized, so as to minimize the size of each pixel

• Other scan factors (e.g. focal spot) may be optimized for resolution at the expense of scan speed

Multislice CT scanners are similar in concept to the helical or spiral CT but there are more than one detector ring, in 2012 often 64-500 rings (cone-beam geometry).

• Multislice CT scanners are similar in concept to the helical or spiral CT but there are more than one detector ring, in 2012 often 64-500 rings (cone-beam geometry).

• In 2007 have up to 3 rotations per second, and isotropic resolution of 0.35mm voxels with z-axis scan speed of up to 18 cm/s. This resolution exceeds that of High Resolution CT techniques with single-slice scanners, yet it is practical to scan adjacent, or overlapping, slices - however, image noise and radiation exposure significantly limit the use of such resolutions.

• The major benefit of multi-slice CT is the increased speed of volume coverage. This allows large volumes to be scanned at the optimal time following intravenous contrast administration (angiography).

• The ability of multi-slice scanners to achieve isotropic resolution even on routine studies means that maximum image quality is not restricted to images in the axial plane - and studies can be freely viewed in any desired plane.

• Siemens introduced a CT with dual X-ray tube and dual array of 64 slice detectors. Dual sources increase the temporal resolution by reducing the rotation angle required to acquire a complete image, thus permitting cardiac studies without the use of heart rate lowering medication, as well as permitting imaging of the heart in systole. The use of two x-ray units makes possible the use of dual energy imaging, which allows an estimate of the average atomic number in a voxel, as well as the total attenutaion. This permits automatic differentiation of calcium (e.g. in bone, or diseased arteries) from iodine (in contrast medium) or titanium (in stents) - which might otherwise be impossible to differentiate. It may also improve the characterization of tissues allowing better tumor differentiation.

Mammography is the process of using low-dose X-rays (usually around 0.7 mSv) to examine the human breast.

• Mammography is the process of using low-dose X-rays (usually around 0.7 mSv) to examine the human breast.

• It is used to look for different types of tumors and cysts.

• In some countries routine (annual to five-yearly) mammography of older women is encouraged as a screening method to diagnose early breast cancer.

• Radiologists analyze the image for any abnormal growths. It is normal to use longer wavelength X-rays (typically Mo-K) than those used for radiography of bones.

While the cost of mammography is relatively low, its sensitivity is not ideal, (45% to about 90% depending on factors such as the density of the breast). -> considerable ongoing research into the use of alternative technologies.

• While the cost of mammography is relatively low, its sensitivity is not ideal, (45% to about 90% depending on factors such as the density of the breast). -> considerable ongoing research into the use of alternative technologies.

• Ultrasound is typically used for further evaluation of masses found on mammography or palpable masses not seen on mammograms. Ductograms are useful for evaluation of bloody nipple discharge when the mammogram is non-diagnostic.

• Contrast enhanced magnetic resonance imaging (MRI), has shown substantial progress. In this method, the breast is scanned in an MRI device before and after the intravascular injection of a contrast agent (Gadolinium DTPA). The pre-contrast images are "subtracted" from the post-contrast images, and any areas that have increased blood flow are seen as bright spots on a dark background. Since breast cancers generally have an increased blood supply, the contrast agent causes these lesions to "light up" on the images. The available literature suggests that the sensitivity of contrast-enhanced breast MRI is considerably higher than that of either radiographic mammography or ultrasound and is generally reported to be in excess of 95% (though not all reported studies have been as encouraging).

• Stereotactic breast biopsies are another common method for further evaluation of suspicious findings.

Zobrazuje „látkovou přeměnu“, dynamickou distribuci látek

• Zobrazuje „látkovou přeměnu“, dynamickou distribuci látek

• Existují dvě základní metody

• SPECT (Single Photon Emission Computerized Tomography)

• realizována jako série planárních obrazů vyšetřovaného místa, snímaných pod různými úhly (0-360o) detektorem kamery obíhajícím kolem pacienta
• konstruují se tomografické obrazy příčných řezů vyšetřovaným objektem; série těchto obrazů transverzálních řezů pak vytváří celkový trojrozměrný obraz distribuce radioindikátoru (scintigrafie, gammagrafie - metoda značených atomů)

• PET - pozitronová emisní tomografie

• aplikován + radioindikátor, který v místech své distribuce emituje e+, které vzápětí anihilují s e-
• tomografického efektu se dosahuje koincidenční detekcí anihilačních fotonů, načež počítačovou rekonstrukcí velkého počtu takových koicidenčních paprsků se opět vytváří tomografický obraz příčného řezu vyšetřovanou oblastí

Pro E = 140 keV (Tc) je zeslabení na 1/e ve vodě (těle) asi po 5 cm   x by mělo být určitě menší než 1 cm (pak lze zanedbat vliv zeslabení)

• Pro E = 140 keV (Tc) je zeslabení na 1/e ve vodě (těle) asi po 5 cm   x by mělo být určitě menší než 1 cm (pak lze zanedbat vliv zeslabení)

Ze změřeného rozložení intenzit v jednotlivých směrech chceme rekonstruovat rozložení materiálu f(x,y)

• Ze změřeného rozložení intenzit v jednotlivých směrech chceme rekonstruovat rozložení materiálu f(x,y)

• Jak na to?

• Radonova transformace (1917) (je to „podobné“ Fourierově transformaci)

Z integrálů přes všechny úsečky (x cos  + y sin  - t = 0) chceme zpětně najít integrovanou funkci f(x,y)

• Z integrálů přes všechny úsečky (x cos  + y sin  - t = 0) chceme zpětně najít integrovanou funkci f(x,y)

• přejděme do polárních souřadnic:

Produkce 99Mo

• Produkce 99Mo

• 98Mo(n,)

• štěpné produkty (>95%)

• Tc samo o sobě štěpný produkt, ale díky době života nelze použít

A 99mTc generator, or colloquially a Tc cow is a device used to extract the metastable isotope 99mTc from a source of decaying 99Mo. 99Mo has a half-life of 66 hours and can be easily transported over long distances to hospitals where its decay product 99mTc (with an inconvenient half-life of only 6 hours for transport) is extracted and used for a variety of nuclear medicine diagnostic procedures, where its low half-life is very useful.

• A 99mTc generator, or colloquially a Tc cow is a device used to extract the metastable isotope 99mTc from a source of decaying 99Mo. 99Mo has a half-life of 66 hours and can be easily transported over long distances to hospitals where its decay product 99mTc (with an inconvenient half-life of only 6 hours for transport) is extracted and used for a variety of nuclear medicine diagnostic procedures, where its low half-life is very useful.

Mechanism

• Mechanism

• The half-life of 99Mo is much longer than that of 99mTc. 50% of equilibrium activity is reached within one daughter half-life. Hence, removing the daughter nuclide (elution process) from the generator ("milking" the cow) is reasonably done every 6 hours or, at most, twice daily in a 99Mo/99mTc generator. Most commercial 99Mo/99mTc generators use column chromatography, in which 99Mo is adsorbed onto acid alumina (Al2O3). Pulling normal saline solution through the column of immobilized 99Mo elutes the soluble 99mTc, resulting in a saline solution containing the 99mTc which is then added to an appropriate concentration to the organ-specific pharmaceutical to be used. The isotope can also be used without pharmaceutical tagging for specific procedures requiring only the 99mTc as the primary radiopharmaceutical. The useful life of a 99Mo/99mTc generator is about 3 parent half lives, or approximately one week. Hence, any clinical nuclear medicine units purchase at least one such generator per week or order several in a staggered fashion.

• 99Mo can be obtained by the n activation (n,γ) of 98Mo in a high neutron flux reactor but the most used method (>95%) requires a uranium target with high enriched uranium (up to 90% 235U) or low enriched uranium (less than 20% 235U). The target should be irradiated with neutrons to form 99Mo as a fission product (6.1%).

Q() = 1357 keV

• Q() = 1357 keV

Different lifetimes observed also for 71Ge K. Makariunas,…Hyperfine Interactions 7 (1979) 201

• Different lifetimes observed also for 71Ge K. Makariunas,…Hyperfine Interactions 7 (1979) 201

137Cs, J = 7/2+

• 137Cs, J = 7/2+

Další používané radioizotopy

• Další používané radioizotopy

• Monitorování štítné žlázy

Příklad je pro (rychlým) neutronem vyvolané reakce, ale kvalitativní obrázek je podobný pro reakce vyvolané jinými částicemi

• Příklad je pro (rychlým) neutronem vyvolané reakce, ale kvalitativní obrázek je podobný pro reakce vyvolané jinými částicemi

Integrated (with respect to the angle) spectra of neutrons from the 115In (α, xn) reactions

• Integrated (with respect to the angle) spectra of neutrons from the 115In (α, xn) reactions

A short-lived radioactive tracer isotope, which decays by emitting a positron, which also has been chemically incorporated into a metabolically active molecule, is injected into the living subject (usually into blood circulation).

• A short-lived radioactive tracer isotope, which decays by emitting a positron, which also has been chemically incorporated into a metabolically active molecule, is injected into the living subject (usually into blood circulation).

• There is a waiting period while the metabolically active molecule becomes concentrated in tissues of interest; then the research subject or patient is placed in the imaging scanner. The molecule most commonly used for this purpose is fluorodeoxyglucose (FDG), a sugar, for which the waiting period is typically an hour.

Potřeba znát A(t,) pro každou přímku

• Potřeba znát A(t,) pro každou přímku

• Nutno provést korekci na náhodné koincidence (koincidence v různých časech lze měřit třeba pomocí zpožďovací linky)

Due to their short half lives, the radionuclides must be produced in a cyclotron which is not too far away in delivery-time to the PET scanner. These radionuclides are incorporated into compounds normally used by the body such as glucose, water or ammonia and then injected into the body to trace where they become distributed. Such labelled compounds are known as radiotracers.

• Due to their short half lives, the radionuclides must be produced in a cyclotron which is not too far away in delivery-time to the PET scanner. These radionuclides are incorporated into compounds normally used by the body such as glucose, water or ammonia and then injected into the body to trace where they become distributed. Such labelled compounds are known as radiotracers.

Existuje ale celá řada dalších izotopů používaných v lékařství

• Existuje ale celá řada dalších izotopů používaných v lékařství

• Další informace o používaných izotopech lze najít např. na následujících stránkách

• http://en.wikipedia.org/wiki/Nuclear_medicine

• http://isotopes.lanl.gov/

• http://www.world-nuclear.org/info/Non-Power-Nuclear-Applications/Radioisotopes/Radioisotopes-in-Medicine/#.UnDZDiXhZaQ

• …

Limitations to the widespread use of PET arise from the high costs of cyclotrons needed to produce the short-lived radionuclides for PET scanning and the need for specially adapted on-site chemical synthesis apparatus to produce the radiopharmaceuticals.

• Limitations to the widespread use of PET arise from the high costs of cyclotrons needed to produce the short-lived radionuclides for PET scanning and the need for specially adapted on-site chemical synthesis apparatus to produce the radiopharmaceuticals.

• Most clinical PET is supported by third-party suppliers of radiotracers which can supply many sites simultaneously.

• This limitation restricts clinical PET primarily to the use of tracers labelled with 18F which can be transported a reasonable distance before use, or to 82Rb, which can be created in a portable generator and is used for myocardial perfusion studies.

• Because the half-life of 18F is about 2 hours, the prepared dose of a radiopharmaceutical bearing this radionuclide will undergo multiple half-lives of decay during the working day. This necessitates frequent recalibration of the remaining dose (determination of activity per unit volume) and careful planning with respect to patient scheduling.

Because PET imaging is most useful in combination with anatomical imaging, such as CT, modern PET scanners are now available with integrated high-end multi-detector-row CT scanners.

• Because PET imaging is most useful in combination with anatomical imaging, such as CT, modern PET scanners are now available with integrated high-end multi-detector-row CT scanners.

• Because the two scans can be performed in immediate sequence during the same session, with the patient not changing position between the two types of scans, the two sets of images are more-precisely registered, so that areas of abnormality on the PET imaging can be more perfectly correlated with anatomy on the CT images.

• This is very useful in showing detailed views of moving organs or structures with higher amounts of anatomical variation, such as are more likely to occur outside the brain.

the data set collected in PET is much poorer than CT, so reconstruction techniques are more difficult

• the data set collected in PET is much poorer than CT, so reconstruction techniques are more difficult

Příklad: zobrazování cévního systému pomocí K hrany jodu

• Příklad: zobrazování cévního systému pomocí K hrany jodu

• Je potřeba laditelných zdrojů fotonů (k ozáření pacienta)

The Bragg condition requires reflection at the boundary of a circle with radius of the Rowland circle. D and S denote the position of detector and source, respectively. At C the Bragg crystal is mounted. It has a curvature radius Rc = 2R around O with being the radius of the Rowland circle.

• The Bragg condition requires reflection at the boundary of a circle with radius of the Rowland circle. D and S denote the position of detector and source, respectively. At C the Bragg crystal is mounted. It has a curvature radius Rc = 2R around O with being the radius of the Rowland circle.

• V daném místě Rowlandovy kružnice je štěrbina

• Různé energie mají maxima pod různými úhly

Charakteristické RTG záření indukované těžkými ionty

• Charakteristické RTG záření indukované těžkými ionty

“Decay law”

• “Decay law”

• Electronic timing – simple start and stop pulse

• Available range: 10-6-10-11 s

• Delayed-coincidence – pulsed beam must be used

• Available range: ns - …

• Recoil-distance method (plunger method)

• Available range: 10-8-10-12 s

• Doppler Shift Attenuation Method (DSAM)

• Available range: fs – ps (10-11-10-14 s)

• Gamma Ray Induced Doppler (GRID) method (crystal spectrometers)

• Available range: fs - ps

Základní schéma měřící aparatury

• Základní schéma měřící aparatury

The idea of the RDM is to measure the difference in the intensity of gamma-rays decaying either in flight of when stopped in the plunger as a function of target-stopper distance

• The idea of the RDM is to measure the difference in the intensity of gamma-rays decaying either in flight of when stopped in the plunger as a function of target-stopper distance

• Slowing down time: <~ 10-12 -10-11 s for velocities of a few per cent of c

Slouží k přesnému měření energie RTG a  záření

• Slouží k přesnému měření energie RTG a  záření

• Dopplerovské rozšíření spktrálních čar 

Absolutní hodnota se dostane porovnáním se známou hodnotou (měření směsi izotopů – např. 11B)

• Absolutní hodnota se dostane porovnáním se známou hodnotou (měření směsi izotopů – např. 11B)

Spectrum of 94Mo measured at Darmstadt with an endpoint energy of 7.65 MeV at 130◦ with respect to the incoming beam. (a) shows the region between 3 and 5.4 MeV on a log scale (b) the region between 5.4 and 7.65 MeV on a linear scale. Peaks stemming from transitions of the calibration standard 11B and corresponding escape lines are marked with an asterisk.

• Spectrum of 94Mo measured at Darmstadt with an endpoint energy of 7.65 MeV at 130◦ with respect to the incoming beam. (a) shows the region between 3 and 5.4 MeV on a log scale (b) the region between 5.4 and 7.65 MeV on a linear scale. Peaks stemming from transitions of the calibration standard 11B and corresponding escape lines are marked with an asterisk.

The 0.24-1.2 GeV electron storage ring is a dedicated driver for two types of light sources: (1) storage ring based ultraviolet (UV) and vacuum-ultraviolet (VUV) light sources, including UV-VUV free-electron lasers; and (2) a Compton source, the HIS. The HIS -ray beam is generated in the middle of a long straight section by colliding the electron beam with an FEL beam powered by the same e- beam.

• The 0.24-1.2 GeV electron storage ring is a dedicated driver for two types of light sources: (1) storage ring based ultraviolet (UV) and vacuum-ultraviolet (VUV) light sources, including UV-VUV free-electron lasers; and (2) a Compton source, the HIS. The HIS -ray beam is generated in the middle of a long straight section by colliding the electron beam with an FEL beam powered by the same e- beam.

Use a relativistic electron beam that moves freely through a magnetic structure (undulator), hence the term free electron as the lasing medium.

• Use a relativistic electron beam that moves freely through a magnetic structure (undulator), hence the term free electron as the lasing medium.

• The FEL has the widest frequency range of any laser type, and can be widely tunable, currently ranging in wavelength from microwaves, through terahertz radiation and infrared, to the visible spectrum, ultraviolet, and X-ray.

Důležitý parametr

• Důležitý parametr

•  λu / 2R
• λu - perioda magnetu, R poloměr oblouku v magnetu

• Syn. záření se generuje ve

• Wigleru

• Undulatoru

consists of a periodic structure of dipole magnets

• consists of a periodic structure of dipole magnets

• The static B is alternating along the length of the undulator with a period λu; e- traversing the periodic magnet structure are forced to undergo oscillations and radiate. The radiation produced is very intense and concentrated in narrow energy bands in the spectrum and also collimated on the orbit plane of electrons.

• For the oscillation amplitude of the motion is small and the radiation displays interference patterns which lead to narrow energy bands.

• For an undulator with N periods, the brightness can be up to N2 more than a bending magnet

the oscillation amplitude is bigger then in undulator and the radiation contributions from each field period sum up independently, leading to a broad energy spectrum

• the oscillation amplitude is bigger then in undulator and the radiation contributions from each field period sum up independently, leading to a broad energy spectrum

The schematic of the HIS operation with two electron beam bunches colliding with the FEL pulses in the center of the FEL resonator cavity.

• The schematic of the HIS operation with two electron beam bunches colliding with the FEL pulses in the center of the FEL resonator cavity.

Ground-state E1 transitions for several discrete states are seen in the vertical-detector energy spectrum. At this energy, no discrete transitions are seen in the horizontal detectors.

• Ground-state E1 transitions for several discrete states are seen in the vertical-detector energy spectrum. At this energy, no discrete transitions are seen in the horizontal detectors.

A technique to probe the electromagnetic aspect of nuclear structure. A nucleus is excited by an inelastic collision with another nucleus through the EM interaction.

• A technique to probe the electromagnetic aspect of nuclear structure. A nucleus is excited by an inelastic collision with another nucleus through the EM interaction.

• In order to ensure that the interaction is EM — and not nuclear — sub-barier energies and a “safe” (extremely forward) scattering angle (ensuring large impact parameter) is chosen.

• This method is particularly useful for investigating collectivity in nuclei, as collective excitations are often connected by electric quadrupole transitions.

• Probability of interaction (cross section) is measured in Coulomb excitation (or electron scattering) which can be related to decay width.

• The cross section for Coulomb interaction (can be calculated and) is approximately with “minimum impact parameter”

KONEC

• KONEC

Při nárůstu rychlosti ionizace rychle klesá

• Při nárůstu rychlosti ionizace rychle klesá

• Minimum je v oblasti γβ ≈ 3-4, tedy β ≈ 0.95c, Ee ≈ 10-20m0c2

• Nárůst při dalším zvětšování energie je pozvolnější

The Anger camera uses sets of photomultipliers (PMT). Generally each tube has an exposed face of about 7.6 cm in diameter and the tubes are arranged in hexagon configurations, behind the absorbing crystal. The electronic circuit connecting the photodetectors is wired so as to reflect the relative coincidence of light fluorescence as sensed by the members of the hexagon detector array. All the PMTs simultaneously detect the (presumed) same flash of light to varying degrees, depending on their position from the actual individual event. Thus the spatial location of each single flash of fluorescence is reflected as a pattern of voltages within the interconnecting circuit array.

• The Anger camera uses sets of photomultipliers (PMT). Generally each tube has an exposed face of about 7.6 cm in diameter and the tubes are arranged in hexagon configurations, behind the absorbing crystal. The electronic circuit connecting the photodetectors is wired so as to reflect the relative coincidence of light fluorescence as sensed by the members of the hexagon detector array. All the PMTs simultaneously detect the (presumed) same flash of light to varying degrees, depending on their position from the actual individual event. Thus the spatial location of each single flash of fluorescence is reflected as a pattern of voltages within the interconnecting circuit array.

• The location of the interaction between the gamma ray and the crystal can be determined by processing the voltage signals from the photomultipliers; in simple terms, the location can be found by weighting the position of each photomultiplier tube by the strength of its signal, and then calculating a mean position from the weighted positions. The total sum of the voltages from each photomultiplier is proportional to the energy of the gamma ray interaction, thus allowing discrimination between different isotopes or between scattered and direct photons.

Druhy scintigrafie Než se budeme zabývat konkrétními fyzikálně-elektronickými metodami pro realizaci scintigrafického zobrazení, stručně si uvedeme rozdělení (klasifikaci, kategorizaci) scintigrafických metod. Z hlediska časového lze scintigrafii rozdělit na dva druhy:

• Druhy scintigrafie Než se budeme zabývat konkrétními fyzikálně-elektronickými metodami pro realizaci scintigrafického zobrazení, stručně si uvedeme rozdělení (klasifikaci, kategorizaci) scintigrafických metod. Z hlediska časového lze scintigrafii rozdělit na dva druhy:

• Statická scintigrafie je základním druhem scintigrafie - je to prostě jeden či několik scintigrafických obrazů vyšetřované oblasti (bez ohledu na čas). Buď se snímá totéž místo z různých projekcí (AP, PA, DX a pod.), nebo několik různých míst organismu - takové scintigrafie se někdy nazývají též multistatické.

• Dynamická scintigrafie Sledujeme-li pomocí radioindikátoru děj měnící se s časem a zajímá nás jeho dynamika, provádíme dynamickou scintigrafii - je to série (statických) snímků vyšetřované oblasti, snímaných postupně v různých časech. Rozdíl mezi statickou a dynamickou scintigrafií je analogický jako mezi fotografováním a filmováním: filmový záběr se skládá z velkého počtu krátkých (statických) snímků (políček filmu) v rychlém sledu za sebou, které pak při rychlém promítnutí vzbuzují dojem plynulých pohybů. U dynamické scintigrafie můžeme nejen vizuálně sledovat pohyb a časové změny distribuce radioindikátoru v organismu, ale vytvářet příslušné dynamické křivky a matematickou analýzou stanovovat kvantitativní parametry funkce jednotlivých orgánů.

• Z hlediska prostorového (geometrického) můžeme scintigrafii rozdělit opět do dvou kategorií:

• Planární scintigrafie je základním druhem scintigrafického zobrazení - je to obraz projekce distribuce radioindikátoru v záření g do dvojrozměrné zobrazované roviny.

• Tomografická scintigrafie poskytující prostorové trojrozměrné zobrazení. č SPECT Tomografická scintigrafie SPECT (Single Photon Emission Copmputerized Tomography - jednofotonová emisní počítačová tomografie) je realizována jako série planárních obrazů vyšetřovaného místa, snímaných pod mnoha různými úhly (0o-360o) detektorem kamery obíhajícím kolem pacienta. Počítačovou rekonstrukcí se pak z těchto obrazů konstruují tomografické obrazy příčných řezů vyšetřovaným objektem. Série těchto obrazů transverzálních řezů pak vytváří celkový trojrozměrný obraz distribuce radioindikátoru. č PET Další tomografickou metodou je PET - pozitronová emisní tomografie. Zde je aplikován pozitronový b+ radioindikátor, který v místech své distribuce emituje pozitrony e+, které vzápětí anihilují s elektrony e- (e++ e- č 2 g) za vzniku dvou fotonů g vylétajících do opačných směrů (180o). Tomografického efektu se pak dosahuje současnou koincidenční detekcí těchto dvojic fotonů g, načež počítačovou rekonstrukcí velkého počtu takových koicidenčních paprsků se opět vytváří tomografický obraz příčného řezu vyšetřovanou oblastí. Principy tomografické scintigrafie budou podrobněji rozebírány v §2.3.

Vznik denzitního obrazu Má-li podle obr.3.2.3 vlevo svazek X-záření emitovaný rentgenkou a dopadající na vyšetřovanou oblast počáteční intenzitu (tok fotonů za 1s) Io, pak jeho intenzita I po průchodu tkání bude I = Io.e-Sm(i,j).Dx, kde m(i,j) je lineární součinitel zeslabení X-záření pronikajícího místem tkáně o souřadnicích i,j a Dx je velikost (délka ve směru paprsku) elementu tkáně. Hodnoty koeficientů m(i,j) závisí na lokální hustotě a protonovém čísle jednotlivých míst (i,j) tkáně. Logaritmováním se tento vztah dá upravit na tvar: ln(I/Io) = Sm(i,j).Dx, který říká, že logaritmus poměru intenzit X-záření vstupujícího do vyšetřované tkáně a z ní vystupujícího, se rovná součtu součinů lineárních součinitelů zeslabení a drah, které fotony X-záření v jednotlivých místech tkáně překonávají. Měřením při různých polohách rentgenky a detektoru se získá řada hodnot zeslabovacího poměru ln(I/Io). Počítač pak v zásadě řeší soustavu lineárních rovnic shora uvedeného tvaru, čímž se získají hodnoty lineárních součinitelů zeslabení X-záření tkáňových elementů v jednotlivých místech (i,j) tkáně - vzniká obraz denzity tkáně. V praxi se nepostupuje výše uvedeným přímočarým způsobem. Výsledný transverzální CT obraz se získývává rekonstrukcí z jednorozměrných profilů distribuce intenzity prošlého paprsku X-záření při otáčení rentgenky a protilehlých detektorů kolem vyšetřovaného objektu. Pro tuto rekostrukci se používá většinou metoda filtrované zpětné projekce, někdy i dokonalejší (avšak výpočetně náročnější) metoda iterativní rekonstrukce. Tyto rekonstrukční metody, které jsou anologické jako u SPECT, jsou stručně popsány v §4.3 "Tomografická scintigrafie". Denzita vyšetřované tkáně se většinou porovnává s densitou vody a v obraze CT je číselně prezentována v tzv. Hounsfieldových jednotkách HU = 1000.(mtkáň - mvoda)/mvoda , zavedených předním průkopníkem v oblasti CT G.N.Hounstfieldem, spolu s A.L.Cormackem.

• Vznik denzitního obrazu Má-li podle obr.3.2.3 vlevo svazek X-záření emitovaný rentgenkou a dopadající na vyšetřovanou oblast počáteční intenzitu (tok fotonů za 1s) Io, pak jeho intenzita I po průchodu tkání bude I = Io.e-Sm(i,j).Dx, kde m(i,j) je lineární součinitel zeslabení X-záření pronikajícího místem tkáně o souřadnicích i,j a Dx je velikost (délka ve směru paprsku) elementu tkáně. Hodnoty koeficientů m(i,j) závisí na lokální hustotě a protonovém čísle jednotlivých míst (i,j) tkáně. Logaritmováním se tento vztah dá upravit na tvar: ln(I/Io) = Sm(i,j).Dx, který říká, že logaritmus poměru intenzit X-záření vstupujícího do vyšetřované tkáně a z ní vystupujícího, se rovná součtu součinů lineárních součinitelů zeslabení a drah, které fotony X-záření v jednotlivých místech tkáně překonávají. Měřením při různých polohách rentgenky a detektoru se získá řada hodnot zeslabovacího poměru ln(I/Io). Počítač pak v zásadě řeší soustavu lineárních rovnic shora uvedeného tvaru, čímž se získají hodnoty lineárních součinitelů zeslabení X-záření tkáňových elementů v jednotlivých místech (i,j) tkáně - vzniká obraz denzity tkáně. V praxi se nepostupuje výše uvedeným přímočarým způsobem. Výsledný transverzální CT obraz se získývává rekonstrukcí z jednorozměrných profilů distribuce intenzity prošlého paprsku X-záření při otáčení rentgenky a protilehlých detektorů kolem vyšetřovaného objektu. Pro tuto rekostrukci se používá většinou metoda filtrované zpětné projekce, někdy i dokonalejší (avšak výpočetně náročnější) metoda iterativní rekonstrukce. Tyto rekonstrukční metody, které jsou anologické jako u SPECT, jsou stručně popsány v §4.3 "Tomografická scintigrafie". Denzita vyšetřované tkáně se většinou porovnává s densitou vody a v obraze CT je číselně prezentována v tzv. Hounsfieldových jednotkách HU = 1000.(mtkáň - mvoda)/mvoda , zavedených předním průkopníkem v oblasti CT G.N.Hounstfieldem, spolu s A.L.Cormackem.