837

ująć wielokrotną koincydencję między przeciwległymi detektorami (patrz r>xr. 27.4). Kolejne etapy rozwoju urządzeń tomograficznych PET przedstawiono na rycinie 27.5.

Adaptacja dwugłowicowcj kamery gamma (patrz, rozdzjal 26) dla potrzeb tomografii PET (ryc. 27.5a) polegała na podwojeniu grubości kryształu NaJ(TI) (z 1,25 cm do 2.5 cm) w celu poprawy wydajności detekcji oraz usunięto kolimator. Układ pomiarowy uzupełniono układem koincydencji czasowej. Głowice wykonywały obrót o 180° wokół długiej osi pacjenta.

Większą efektywność uzyskano po zastosowaniu bloków scyntylatorów o w ięk-szej wydajności detekcji (BGO) (ryc. 27 Jb). Zwiększając liczbę głowic do czterech (ryc. 27.5c). zmniejszono kąt obrotu do 90° przy zachowaniu ruchu liniowego. Tomograf o heksagonalnym układzie detektorów, zblokowanych po 48 sztuk, z liniowym przesuwem głowic i obrocie o 60° jest przystosowany do obrazowania ilościowego (np. można określić ilość płynącej krwi w naczyniach krwionośnych) (ryc. 27.5d). Czułość urządzenia zwiększono przez zastosowanie wielokrotnej koincydencji. Każdy detektor jest w koincydencji nie z jednym, ale z wieloma detektorami (patrz ryc. 27.4). W tomografach z pierścieniowym układem dużej liczby (kilkaset) detektorów (ryc. 27.5d>, ograniczono ruch obrotowy do ±5^C uzupełniając go niewielkim ruchem wahadłowym. Wprowadzane zmiany konstrukcyjne w kolejnych generacjach urządzeń tomograficznych PET zwiększyły przestrzenną zdolność rozdzielczą do około 10 mm z jednoczesnym skróceniem czasu rejestracji jednej warstwy do około 5 s. Krótki czas skanowania oraz duża czułość urządzenia preferują tomograf PET do badań dynamicznych (zmian stężenia znacznika w czasie, w wybranym obszarze).

Przestrzenna zdolność rozdzielcza urządzeń tomograficznych PET jest ograniczona przez fizyczną naturę zjawiska emisji i anihilacji pozytonów. Zasięg pozytonów w tkance zależy od ich energii kinetycznej (patrz lab. 27.1) i może być większy niż 10 mm dla energii 3.35 MeV <^Ł'Rb). Szczęśliwym zbiegiem okoliczności większość stosowanych izotopów emituje pozytony o znacznie mniejszej energii. Tak więc. zanim nastąpi anihilacja związana / emisją rejestrowanych dwóch fotonów ypozyton przebywa drogę kilku milimetrów, przy czym nigdy nic wiadomo, /jakiego kierunku przybył. Drugim ograniczeniem rozdzielczości przestrzennej, o czym wspomniano wcześniej, jest losowe odchylenie torów obu fotonów y od przyjętej wartości 180°. Oszacowana graniczna rozdzielczość przestrzenna, wynikająca ze zjawisk fizycznych, wynosi około 7 mm.

Istotnym ograniczeniem w rozpowszechnianiu się techniki obrazowania przy użyciu tomografu PET jest wysoki koszt cyklotronu, niezbędny do produkcji krótko żyjących” izotopów (tabela 27.1) oraz wysoki koszt samego tomografu i jego eksploatacji. Problemy te próbuje się rozwiązać prze/ budowę cyklotronów nowej generacji, charakteryzujących się znacznie mniejszymi gabarytami i wysokim stopniem automatyzacji ora/ pr/c/ wprowadzenie generatorów pozytonowych.

Metoda obrazowania PET jest rozwijana ze względu na dużą użyteczność biologiczną stosowanych izotopów (węgiel ⁿC. tlen ^,50. azot ^,5N) oraz dużej jednorodności rozdzielczości przestrzennej, wydajności i czułości w całym polu widzenia.

837