A valid definition of molecular imaging could be the noninvasive, real-time visualization of biochemical events at the cellular and molecular level within living cells, tissues, and/or intact subjects.The words molecular imaging mean different things to various groups, and thus the areas of research and medicine that fall under the umbrella of molecular imaging are incredibly vast and varied.Generally speaking, molecular imaging involves specialized instrumentation, used alone or in combination with targeted imaging agents, to visualize tissue characteristics and/or biochemical processes. The data provided from molecular imaging studies can be used to help understand biological phenomena, identify regions of pathology, and provide insight regarding the mechanisms of pathogens. The PET-MRI combination requires the implementation of four technologic achivements that influence current state-of-the-art PET and MRI. First, the photomultiplier technology must be replaced with magnetic field–insensitive avalanche photodiodes. Second, compact PET detectors must be constructed in such a way to be transparent to the MRI and so to not interfere with the field gradients or MR radiofrequency. Third, the MRI scanner must be adapted to accommodate the PET detectors and to allow simultaneous and concurrent data acquisition. Finally, investigation on the optimum reconstruction strategies to accompany such a system incorporating completely new procedures for PET attenuation correction, based solely on MRI information, have to be performed. The development of integrated PET-MRI is, therefore, a comprehensive endeavor that requires a significant advancement of PET detector technology, MRI system integration, and new software approaches. Historically, PET systems have generally developed as circular “rings”. The earliest tomographs consisted of few detectors that rotated and translated to obtain a complete set of projection data, but soon full ring systems were developed. Yet, dual head PET scanners, due to their smaller size, compact geometry and closer proximity to the source can provide optimum dedicated scanning. In other cases imaging can be performed where convensional full ring geometries cannot be used. The have been proven valuable tools in preclinical imaging and are emerging in clinical cases like in PEM (Positron Emission Mammography). For the current Ph.D. thessis a planar dual head PET system was used for the evaluation of the reconstruction algorithms as well as the validation of the simulation models. It was developed by the Detector and Imaging Group of the Thomas Jefferson National Accelerator Facility (USA) in collaboration with the Medical Instruments Technology dep. of the Technological Educational Institute of Athens and is currently installed at the Institute of Radioisotopes - Radiodiagnostic prod. at the National Center for Scientific Research “Demokritos”. The system has two planar detectors. Each head contains one Hamamatsu H8500 PSPMT with 50$\times$50 mm$^2$ active size; an LSO:Ce crystal array with 20x20 pixels, 2x2x10 mm^3 in size. The septa between the crystals are 0.2 mm. The two detector heads were mounted on a gantry made initially from wood and afterwards from plastic. The materials were selected for their magnetic tolerance and low cost. In addition, their construction allow the easy adjustment of the head separation distance according to the needs of the experiment. The minimum separation distance between the two heads can be 7 cm and the maximum 14 cm. Moreover, it is capable to accept two additional heads in order to support a quad head system. The system is able to provide images without rotation using the Focal Plane Tomography algorithm. While using step and shoot acquisition it can provide tomographic images based on the acquired planar projection data or data obtained in listmode format and sorted in 3D sinograms similar to cylindrical PET systems. Evaluation of the system under planar imaging showed that for head separation distance 5 cm, the system maintains its linear performance for activities up to 3.5 MBq, which is sufficient for mice applications. For larger separations distances this value is well above 4 MBq. It is fully capable of providing fast planar coincidence images as well as non-kinetic tomographic images using a step and shoot rotation. The main drawback of the rotating head approach remains of low sensitivity compared to the full-ring systems. The best spatial resolution, in the center of the FOV, is 2.5 mm in the planar mode and 1.9 mm in the tomographic mode. For head separation distances below 8 cm the FOV appears to be uniform in the central 4x4 cm^2 area in planar and in tomographic acquisitions. Further on the edges the sensitivity is reduced to the 10%. The performance of the system in imaging small animals, despite any limitations on the reconstruction, is considered satisfactory.Fast planar images, for pharmaceutical kinetic analysis, can be obtained. While using the rotating capabilities of the gantry, all the important anatomical structures are imaged in detail. The geometry of the prototype system was simulated using GATE 6.0. Two simulation models were implemented and validated. With and without the ^176Lu radioactivity, since the LSO intrinsic radioactivity is not included by default to GATE simulations. The two models were validated with reference experimental data in terms of dark count rate, count rate performance (cps) and scatter fraction (sf). In addition the effect of the low level discriminator (LLD) threshold on signal as well as image quality is compared to the effect of the software energy window. The intrinsic radioactivity concentration of the ^176Lu was found in literature as 277Bq/cm^3. The intrinsic activity was uniformly distributed within the volume of the crystal array, accounting for the septa volume between the crystals. Close investigation on the origin of the detected events in the simulated data, concluded that the use of high LLD thresholds and a wide energy window improves the sensitivity of the system in terms of NECR, since greater number of true events are detected while randoms and scatters are early rejected. Investigation on the SNR properties, using a additional water phantom,to approximate the small animal body, showed that the value peaks when the low energy window limit is at 350 keV. Below that limit the scatters are strongly increased and above a portion of the trues is rejected. The minimum detectable activity of the system was assessed to 12.4 KBq, under the aforementioned imaging conditions. Using a more complex phantom, rather than a capillary source, the minimum detectable activity is expected to take higher values. Simulation were carried out incorporating the influence of a static magnetic field. The results suggested great improvement on the minimum detectable activity, in the case were there is not sufficient medium around the source for positron annihilation. Hence, improvements on the detectability of small lesions in the lungs of near the skin, are to be expected in an PET/MR module. This is a positive side effect of the magnetic field which has not been stressed out in literature. In addition, the results showed that the spatial resolution of the system got improved, as expected. In order to address the limitations of the rotating planar reconstruction, STIR reconstruction toolkit was introduced. STIR is a well validated reconstruction toolkit providing the OSEM algorithm, accompanied with a great variety of applicable options and filters. For the current studies only OSEM with 2 iterations was used. Possible image improvements on the image quality with the use of filters and priors was out of the scopes of this thesis. In addition, a component based normalization technique and an attenuation correction approximation were applied during the reconstruction. In order to produce the normalization sinograms two different source were simulated. First, an ideal cylindrical source, covering the entire FOV for the extraction of the axial geometric factors and the detector efficiencies. Second, a planar rotating source in order to calculate the transverse geometric factors and crystal interference functions. For the calculation of the experimental PET's detector efficiencies an plastic planar source was constructed rotated mathematically around the FOV, in order to approximate the ideal cylindrical of the simulation. The components of the normalization were geometric (transverse and axial), detector efficiencies and crystal interference functions. The normalized reconstructed images images, simulated as well as experimental, demonstrate uniform sensitivity inside the FOV. The final, part of a small animal imaging PET system, compatible with strong magnetic fields, which was under investigation, was the part of the detector. Current trends lead to the SiPMs as the next generation of PET detectors due to the magnetic tolerance. SiPM detectors purchased from SensL were evaluated in terms of their output pulse and noise characteristics, photon detection efficiency and linearity over the bias voltage and the energy of the irradiating source. Two SiPM detectors were evaluated SPMM-3020 and SPMM-3035. The differences reside on the difference size, wherefore and total number, of SPAD elements. In order to overcome limitations on the manufacturer's electronics a custom amplifier was designed and implemented. The amplifier was able to condition the signals from both SiPM to be acquired correctly from the DAQ. SPMM-3020, which had more and smaller SPAD elements showed a more linear response under a wide variety of conditions ranging to different operational voltages to crystals with higher light output irradiated from sources with different γ-photon energy. In addition, under normal room temperature the noise propertied were superior over SiPM-3035. The results indicate that this detector would be the preferable choice for a SPECT system, which the imaging protocols require the linear and accurate detect many different $\gamma$-photon energies. SPMM-2035, which had less and larger SPAD elements displayed better energy resolution and a narrower but adjustable (through the operating voltage) linear area. The provided signal was higher, hence less amplification was demanded for it to be recorded, even after long transition though cables. These merits make it a suitable candidate for PET-MR scanners since in PET imaging the energy of the detected γ-photons is only 511 keV and the linear area can be adjusted according to the crystal's light output. / Ένας έγκυρος ορισμός της μοριακής απεικόνισης θα μπορούσε να είναι "η μη επεμβατική, σε πραγματικό χρόνο απεικόνιση των βιοχημικών γεγονότων σε κυτταρικό και μοριακό επίπεδο μέσα σε ζωντανά κύτταρα, ιστούς, ή/και άθικτα δοκίμια". Ο τίτλος της μοριακή απεικόνιση υπονοεί διαφορετικά πράγματα για διάφορες ομάδες και πεδία έρευνας, έτσι οι τομείς της έρευνας και της ιατρικής που εμπίπτουν κάτω από την ομπρέλα της μοριακής απεικόνισης είναι πολλοί και ποικιλόμορφοι. Γενικά μιλώντας, μοριακή απεικόνιση περιλαμβάνει εξειδικευμένα συστήματα, που χρησιμοποιούνται από μόνα τους ή σε συνδυασμό με στοχευμένους παράγοντες απεικόνισης, για να απεικονίσουν λειτουργικά χαρακτηριστικά κάποιων ιστών ή/και ενδοκυτταρικές βιοχημικές διεργασίες. Τα δεδομένα που παρέχονται από τις μελέτες μοριακής απεικόνισης μπορεί να χρησιμοποιηθούν για να βοηθήσουν στην κατανόηση των βιολογικών φαινομένων, να προσδιορίσουν παθολογικές καταστάσεις, και να παρέχουν πληροφορίες σχετικά με τους μηχανισμούς των παθολογικών παραγόντων. Τα πιο δημοφιλή κλινικά συστήματα που χρησιμοποιούνται στην μοριακή απεικόνιση είναι την τομογραφία ανίχνευσης μονού φωτονίου (SPECT), η τομογραφία εκπομπής ποζιτρονίου (PET) και η απεικόνιση μαγνητικού συντονισμού (MRI). Σε προκλινικές εφαρμογές η λίστα εμπλουτίζεται με την χρήση υπερήχων και οπτικής τομογραφίας. Λόγω του ότι η λειτουργική απεικόνιση συνήθως δεν παρέχει επαρκεί ανατομική πληροφορία, είναι εξαιρετικά διαδεδομένα τα συνδυαστικά συστήματα. Η πιο διαδεδομένη υλοποίηση είναι το σύστημα PET/CT. Δηλαδή ο συνδυασμός ενός PET και ενός αξονικού τομογράφου. Με αυτό το τρόπο είναι δυνατή η λειτουργική απεικόνιση και ο ακριβής εντοπισμός της θέσης των διεργασιών αυτών. Το PET/CT παρουσιάστηκε αρχικά στις αρχές της δεκαετίας του '90 και το πρώτο σύστημα έγινε εμπορικά διαθέσιμο το 1998. Εκτός από την ανατομική πληροφορία το CT προσφέρει στο PET και ακριβείς συντελεστές εξασθένησης για την διόρθωση εξασθένησης, που βελτίωσε σημαντικά στην τελική ιατρική εικόνα του PET. Τα τελευταία χρόνια το ενδιαφέρον της επιστημονικής κοινότητας έχει στραφεί στον συνδυασμός του PET με τον μαγνητικό τομογράφο (PET/MR). Τα πλεονεκτήματα που μπορεί να προσφέρει αυτός ο συνδυασμός είναι ποικίλα. Το πιο σημαντικό, πιστεύουμε είναι, η παροχή ταυτόχρονης λειτουργικής και ανατομικής απεικόνισης. Δηλαδή, οι εικόνες PET πλέον θα έχουν πληροφορίες σχετικές και με την κίνηση είτε φυσική παραμόρφωση των ιστών (π.χ. κύκλος αναπνοής). Επίσης πληροφορίες απο το MRI μπορούν να βοηθήσουν στην διόρθωση μερικού όγκου (PVC) που παρουσιάζει το PET όταν απεικονίζει δομές μικρού όγκου. Με την χρήση ειδικών νανοσωματιδίων με μαγνητικό πυρήνα και της ταυτόχρονης απεικόνισης, δημιουργούνται νέες προοπτικές στοχευμένη θεραπείας και ταυτόχρονης απεικόνισής της. Οι δυνατότητες, αυτών των μεθόδων ακόμα είναι υπό μελέτη και ανάπτυξη, αλλά είναι εξαιρετικά υποσχόμενες. To PET/MRI απαιτεί όμως, την εφαρμογή τεσσάρων τεχνολογικών επιτευγμάτων που επηρεάζουν την τρέχουσα τεχνολογία αιχμής και όσον αφορά το ΡΕΤ αλλά και MRI, ως ανεξάρτητων συστημάτων. Πρώτον, η παλαιά τεχνολογία των φωτοπολλαπλασιαστών πρέπει να αντικατασταθεί με τους μαγνητικά μη ευαίσθητους ανιχνευτές SiPM. Δεύτερον, συμπαγείς ανιχνευτές PET πρέπει να είναι κατασκευασμένοι κατά τέτοιο τρόπο ώστε να είναι διαφανείς για το MRI ώστε να μην παρεμβαίνουν με το σταθερό πεδίο είτε με τις μαγνητικές ραδιοσυχνοτήτες. Τρίτον, ο σαρωτής MRI πρέπει να προσαρμοστεί για να φιλοξενήσει τους ανιχνευτές ΡΕΤ και να επιτρέψει την ταυτόχρονη και παράλληλη απόκτηση δεδομένων. Τέλος, η έρευνα σχετικά με τις βέλτιστες στρατηγικές για την τομογραφική ανακατασκευή εικόνας πρέπει να συνοδεύσουν ένα τέτοιο σύστημα. Η ανάπτυξη ολοκληρωμένων PET-MRI είναι, ως εκ τούτου, μια πολύπλευρη προσπάθεια που απαιτεί την σημαντική πρόοδο της τεχνολογίας του ΡΕΤ και του MRI και των δύο σε συνδυασμό. Ιστορικά, στα κλινικά PET συστήματα έχει επικρατήσει η κυλινδρική γεωμετρία, η οποία αποτελείται από διαδοχικούς δακτυλίους ανιχνευτών. Μεταξύ των οποίων μπορεί να υπάρχουν κινούμενα πετάσματα για την απομόνωση τους (2Δ είτε 3Δ λήψη δεδομένων). Πρώιμα συστήματα αποτελούνταν από ομαδοποιημένους (block) ανιχνευτές, οι οποίοι μπορεί και να περιστρέφονταν γύρω από το αντικείμενο προς απεικόνιση, ώστε να συλλέξουν προβολικά δεδομένα από διάφορες γωνίες, αλλά σύντομα, οι πλήρεις δακτύλιοι κατασκευάστηκαν. Πολλοί ερευνητές συνεχίσουν να κατασκευάζουν επίπεδα συστήματα PET, γιατί αίρουν αρκετούς περιορισμούς που έχουν τα κυλινδρικά συστήματα. Όπως, θέματα γεωμετρίας στα εφαπτομενικά πεδία καθώς η πηγή απομακρύνεται από το κέντρο του FOV. Η προβολή των κρυστάλλων, πάνω στην διάμετρο του συστήματος μικραίνει με αποτέλεσμα να παραμορφώνονται οι εικόνες στα άκρα του FOV, άμα κατάλληλοι αλγόριθμοι διόρθωσης δεν εφαρμοστούν. Επίσης, όσο πιο κοντά στην άκρη βρίσκεται η πηγή η γωνία μεταξύ της επιφάνειας των κρυστάλλων και τη των φωτονίων μεγαλώνει, οδηγώντας σε σφάλματα βάθους αλληλεπίδρασης (DOI). Τα προβλήματα αυτά εξομαλύνονται άμα η ακτίνα του κυλίνδρου είναι σημαντικά μεγαλύτερη από την ακτίνα του FOV. Αλλά με αυτό το τρόπο μειώνεται σημαντικά η ευαισθησία. Οι γεωμετρίες με ανεξάρτητες κεφαλές, στην απλή του μορφή, χρησιμοποιούν δύο ανιχνευτές χωρικά ευαίσθητους και μια μέθοδο ανακατασκευής εικόνας περιορισμένης γωνίας. Οι κεφαλές βρίσκονται εκατέρωθεν και μπορεί προαιρετικά να περιστρέφονται. Για ίδιο αριθμό ανιχνευτών, σε σχέση με τα κυλινδρικά συστήματα, έχουν τουλάχιστον διπλή ογκομετρική ευαισθησία το οποίο συνεπάγεται καλύτερες καμπύλες αντίθεσης και θορύβου. Αναπτύχθηκαν κυρίως στην δεκαετία του 70 ως μια προέκταση της κάμερας του Anger. Λίγα συστήματα είχαν αναπτυχθεί μέχρι την δεκαετία του 90 λόγω του υψηλού κόστους και των περιορισμένων εφαρμογών. Με την ανάπτυξη νέων ακτινοδιαγνωστικών προϊόντων, της ανάγκης λειτουργικής απεικόνισης μικρών ζώων και την πτώση του κόστους των υπολογιστών η απαίτηση για πολυμορφικά συστήματα PET μικρής κλίμακας επανέφερε δυναμική τις γεωμετρίες ανεξάρτητων κεφαλών, ιδιαίτερα δύο και τεσσάρων. Τα PET δύο είτε τεσσάρων ανεξάρτητων κεφαλών, όμως, λόγω της κοντινότερης απόστασης από την πηγή εκπομπής, μικρότερο μέγεθος και ευέλικτη γεωμετρία, μπορούν να χρησιμοποιηθούν στην βέλτιστη εξειδικευμένη απεικόνιση και στην απεικόνιση μικρών ζώων. Σε άλλες περιπτώσεις μπορούν να χρησιμοποιηθούν εκεί που η χρήση της κυλινδρικής γεωμετρίας, μπορεί να είναι και αδύνατη. Ως συστήματα, έχουν βρει εφαρμογές, στην προκλινική απεικόνιση μικρών ζώων και στην ανερχόμενη κλινική εφαρμογή της Μαστογραφίας Ανίχνευσης Ποζιτρονίου (PEM - Positron Emission Mammography). Στην παρούσα διδακτορική διατριβή χρησιμοποιήθηκε για την αξιολόγηση των αλγορίθμων ανακατασκευής καθώς και την επαλήθευση των μοντέλων προσομοίωσης, ένα επίπεδο σύστημα PET δύο κεφαλών. Η σχεδίαση του συστήματος είναι προσαρμοσμένη στην απεικόνιση μικρών ζώων. Το σύστημα αναπτύχθηκε από την Detector and Imaging Group του Εθνικού Κέντρου Επιτάχυνσης "Thomas Jefferson" (USA) σε συνεργασία με το τμήμα Ιατρικών Οργάνων του ΤΕΙ Αθηνών. Βρίσκεται εγκατεστημένο στο Ινστιτούτο Ραδιοϊσοτόπων και Ραδιοδιαγνωστικών προϊόντων του ερευνητικού κέντρου "Δημόκριτος". Αποτελείτε από δύο κεφαλές, θωρακισμένες με Βολφράμιο πάχους 4 mm. Κάθε κεφαλή αποτελείτε από ένα χωρικά ευαίσθητο φωτοπολλαπλασιαστή (PSPMT) H8500 της Hamamatsu, μια μήτρα 20x20 κρυστάλλων LSO:Ce διαστάσεων 2x2x10 mm^3. Η Πρόσθια επιφάνεια του H8500 είναι 50x50 mm^2. Ανάμεσα στους κρυστάλλους υπάρχει λευκό ανακλαστικό υλικό 0.2 mm. Η σύζευξη μεταξύ του φωτοπολλαπλασιαστή και της μήτρας κρυστάλλων έγινε με γυαλί πάχους 5 mm. Λόγω του ότι η επιφάνεια της μήτρας είναι μικρότερη από του φωτοπολλαπλασιαστή το γυαλί έχει σχήμα τραπέζιο. Για την αναβάθμιση του συστήματος σε τομογραφικό κατασκευάστηκαν δύο ικριώματα. Το πρώτο ήταν φτιαγμένο από ξύλο και το δεύτερο από plexiglass. Τα υλικά επιλέχτηκαν για την μαγνητική τους συμβατότητα, το χαμηλό κόστος και την ευκολία στην αναπαραγωγή τους. Για την κατασκευή του χρησιμοποιήθηκε το ίδιο σχέδιο. Το οποίο βασίζεται σε δύο κυκλικές επιφάνειας ανάμεσα στις οποίες σταθεροποιούνται οι κεφαλές. Οι επιφάνειες, αυτές, περιστρέφονται πάνω σε δύο ράουλα, τα οποία είναι στερεωμένα σε μια κοινή βάση. Ο έλεγχος της κίνησης γίνεται με ένα βηματικό κινητήρα. Τα ικριώματα σχεδιάστηκαν με κύριο γνώμονα την εύκολη μεταβολή της απόστασης μεταξύ των κεφαλών, ώστε να μπορεί να προσαρμοστεί στις ανάγκες του κάθε πειράματος. Η ελάχιστη απόσταση που μπορούν να έχουν οι κεφαλές είναι τα 7 cm και η μέγιστη τα 14 cm. Στο σχέδιο προβλέφθηκαν υποδοχές για ακόμα δύο κεφαλές ώστε να μπορεί να μετατραπεί σε τετρακέφαλο PET. Το σύστημα μπορεί να καταγράψει προβολικές εικόνες χωρίς περιστροφή, με την χρήση του αλγορίθμου Focal Plane Tomography(FPT). Ο αλγόριθμός FPT χρησιμοποιεί το Πυθαγόρειο θεώρημα για υπολογίσει την απόσταση μεταξύ των συντεταγμένων που υπολογίζονται από τον τύπου του κέντρου βάρους, κάθε κεφαλής. Στην συνέχεια, το φωτόνιο κατανέμεται στην μέση της απόστασης μεταξύ των κεφαλών. Οι τελικές εικόνες απαντώνται στην βιβλιογραφία και ως "εικόνες σύμπτωσης" (coincidence images). Λόγω του, ο αλγόριθμος, κάνει την υπόθεση ότι η πηγή βρίσκεται ολόκληρη στην μέση της απόστασης μεταξύ των κεφαλών, παρουσιάζει καλή απόδοση, μόνο όταν η πηγή είναι αρκετά λεπτή σε σχέση με την απόσταση των κεφαλών και βρίσκεται στο κέντρο του FOV. Καθώς, όμως, η πηγή πλησιάζει στην μια από τις δύο κεφαλές η ευαισθησία, η ομοιομορφία πεδίου και ιδιαίτερα η χωρική διακριτική ικανότητα γρήγορα υποβαθμίζονται. Η αξιολόγηση του συστήματος σε στατική απεικόνιση έδειξε ότι όταν οι κεφαλές έχουν απόσταση 5 cm, η απόκριση του συστήματος είναι γραμμική μέχρι τα 3.5 ΜBq, στην οποία παρουσιάζεται ο κορεσμός. Η ενεργότατο αυτή κρίνεται επαρκής για όλες τις απεικονίσεις μικρών ζώων. Όταν η απόσταση μεταξύ των κεφαλών είναι μεγαλύτερη το σύστημα είναι γραμμικό για πάνω από 4 MBq. Ένα περιορισμός της μεθόδου παρουσιάζεται στην ευαισθησία του συστήματος. Σε απόλυτους αριθμούς, οι εικόνες σύμπτωσης έχουν λιγότερα γεγονότα στης μικρές αποστάσεις κεφαλών, παρόλο που η ροή φωτονίων από τη πηγή είναι αρκετά μεγαλύτερη. Αυτό συμβαίνει, λόγω της μέγιστης γωνίας αποδοχής. Η μέγιστη γωνία αποδοχής είναι η γωνία την οποία άμα έχει μια LOR τότε αυτή απορρίπτεται. Η οριακή, αυτή, κατάσταση χρησιμοποιείτε για να αντιμετωπιστούν τα έντονα φαινόμενα παραλλαγής (parallax) που θα εμφανίζονταν αλλιώς. Το φαινόμενο παραλλαγής παρουσιάζεται, λόγω του ότι οι ανιχνευτές είναι επίπεδη και ώς εκ' τούτου όταν η γωνία της LOR είναι μεγάλη τότε το $\gamma$-φωτόνιο μπορεί να περάσει μέσα από 1 είτε περισσότερους κρυστάλλους, πριν τελικά απορροφηθεί. Οδηγώντας σε σφάλμα στον εντοπισμό της πραγματικής του θέσης. Ένας άλλος λόγος που χρησιμοποιείτε η μέγιστη γωνία αποδοχής είναι ότι η ευαισθησία στο κέντρο του FOV είναι πολύ μεγαλύτερη. Οπότε άμα δεχόμασταν όλες τις LOR θα δημιουργούσαμε αλλοιώσεις στην τελική εικόνα. Η χωρική διακριτική ικανότητα του συστήματος σε στατική απεικόνιση είναι τα 2.5 mm και 1.9 mm σε τομογραφική. Για απόσταση κεφαλών 8 cm οι στατικές, όπως και οι τομογραφικές εικόνες έχουν ομοιόμορφη ευαισθησία στη κεντρική 4x4 cm^2 περιοχή. Στις άκρες η ομοιομορφία της ευαισθησίας πέφτει στο 10%. Με την λήψη διαδοχικών προβολών FPT, από διάφορες γωνίες γύρω από το FOV, ώστε κάθε προβολή να αποτελείτε από δεδομένα που λήφθηκαν σε μια συγκεκριμένη γωνία καταμήκος όλων των τομών, μπορούμε να υπολογίσουμε 2Δ ημιτονογράμματα. Τα ημιτονογράμματα στην συνέχεια μπορούν να ανακατασκευαστούν σε τομογραφικές τομές, με χρήση αλγορίθμων ανάλογων των SPECT συστημάτων. Συνέπεια του ότι για την κατασκευή των ημιτονογραμμάτων χρησιμοποιούνται οι προβολές FPT, είναι ότι οι περιορισμοί αυτής της μεθόδου κληροδοτούνται και στην τομογραφική ανακατασκευή. Επιπλέον, δεν είναι δυνατόν να γίνει 3Δ ανακατασκευή, γιατί η πληροφορία των LOR έχει χαθεί κατά την δημιουργία των εικόνων σύμπτωσης. Παρόλους τους περιορισμούς, στον στατικό και τομογραφικό αλγόριθμο, το σύστημα είναι ικανό να απεικονίσει μικρά ζώα με ακρίβεια. Για να καλυφθεί ολόκληρο το σώμα, μαζί με την ουρά, ενός μικρού ποντικιού χρειάζονται τρεις θέσεις κρεβατιού, αλλά όλες οι κύριες λειτουργικές δομές καλύπτονταισ με δύο θέσεις. Οι στατικές εικόνες μπορούν να χρησιμοποιηθούν και εξαγωγή φαρμακοκινητικών μοντέλων, ενώ η τομογραφία με περιστροφή, για εξαγωγή εικόνων υψηλότερη ακρίβειας. Η γεωμετρία του πρωτότυπου συστήματος προσομοιώθηκε με την χρήση του πακέτου GATE (εκ. 6.0). Το GATE είναι μια εφαρμογή που βασίζεται σε τεχνικές Monte Carlo για την προσομοίωση φυσικών διαδικασιών. Επιπλέον, παρέχει μια σειρά από εργαλεία για την δημιουργία γεωμετριών που χρησιμοποιούνται σε συστήματα πυρηνική ιατρικής. Βιβλιογραφικά έχει βρει εφαρμογή στην μελέτη φυσικών διαδικασιών στην πυρηνική ιατρική, μελέτη/ανάπτυξη νέων συστημάτων, ανάπτυξη και αξιολόγηση αλγορίθμων ιατρικής ανακατασκευής εικόνας και μελέτες σχετικές με την οργανολογία στην πυρηνική ιατρική. Δύο μοντέλα δημιουργήθηκαν, επαληθεύτηκαν και μελετήθηκαν. Το πρώτο συμπεριλάμβανε την φυσική ραδιενέργεια του ^176Lu, που βρίσκεται μέσα στους κρυστάλλους LSO:Ce. Ενώ στο δεύτερο μοντέλο η ενεργότατο αυτή παραλήφθηκε. Η προεπιλογή του GATE είναι να μην την συμπεριλαμβάνει. Η συγκέντρωση της φυσικής ραδιενέργειας του $^{176}$Lu βρέθηκε στην βιβλιογραφία ως 277Bq/cm^3. Η ραδιενέργεια αυτή κατανεμήθηκε ομοιόμορφα μέσα στον συνολικό όγκο της μήτρας των κρυστάλλων, λαμβάνοντας υπόψιν τον όγκο των διαχωριστικών. Τα δύο μοντέλα επαληθεύθηκαν με την χρήση των πειραματικών δεδομένων, της αξιολόγησης του συστήματος, σε όρους ρυθμού γεγονότων σκότους, ρυθμού γεγονότων με πηγή (cps), κλάσματος σκεδαζόμενων (sf). Για να επαληθεύσουν τα πειραματικά δεδομένα, τα δύο μοντέλα έπρεπε να χρησιμοποιηθεί διαφορετικός νεκρός χρόνος (dead time). Παρότι η ενεργότητα του ^176Lu ήταν αρκετά μικρότερη από αυτή της πηγής. Στις ενεργότητες κάτω από 100 kBq η επιρροή από την φυσική ραδιενέργεια του ^176Lu, γίνεται σημαντική και τα αποτελέσματα των δύο μοντέλων αποκλίνουν σημαντικά. Ενεργότητες αυτού του επιπέδου δεν είναι σπάνιο να βρεθούν σε απεικονίσεις μικρών ζώων, ιδιαίτερα σε περιστροφικά συστήματα που η τομογραφική λήψη δεδομένων γίνεται σειριακά. Συνεπώς, η ελάχιστη ανιχνεύσιμη ενεργότητα μεταξύ των δύο μοντέλων διαφέρει σημαντικά. Αποκλίσεις παρατηρούνται και στην καμπύλη NECR. Στην οποία τα δυο μοντέλα ταυτίζονται στο γραμμικό κομμάτι της απόκρισης του συστήματος αλλά δεν αποκλίνουν και στο σημείο της κορυφής. Καθώς ανεβαίνει η ενεργότητα της πηγής και ο νεκρός χρόνος της κάμερας γίνεται πιο σημαντικός για την καταγραφή των δεδομένων. Έτσι, το μοντέλο που ο νεκρός χρόνος είναι μεγαλύτερος υποεκτιμάει τα ανιχνευθέντα γεγονότα. Αποκλίσεις παρατηρούνται και στην γραμμική περιοχή καθώς η έλλειψη της φυσικής ραδιενέργειας ενισχύει την εκτίμηση της χωρικής διακριτικής ικανότητας και τον λόγω σήματος προς θορύβου. Με αναλυτική διερεύνηση της προέλευσης των ανιχνευθέντων φωτονίων στα αποτελέσματα των προσομοιώσεων, συμπεράναμε ότι με την χρήση υψηλού κατωφλίου στους ανιχνευτές και διευρυμένου ενεργειακού παραθύρου βελτιώνει την ευαισθησία του συστήματος σε όρους NECR, αφού περισσότερα αληθή γεγονότα ανιχνεύονται ενώ τα τυχαία και σκεδασμένα φωτόνια απορρίπτονται από νωρίς, χωρίς να επιβαρύνουν περαιτέρω τον νεκρό χρόνο του συστήματος. Διερεύνηση με όρους SNR, με την επιπλέον προσθήκη κυλίνδρου με διάμετρο 4 cm, ως σκεδαστή έδειξαν ότι ο βέλτιστος λόγος σήματος προς θόρυβο επιτυγχάνεται όταν το κατώφλι του ενεργειακού παραθύρου είναι 350 keV. Κάτω από αυτό το όριο τα σκεδασμένα αυξάνονται σημαντικά και πιο πάνω μεγάλο μέρος από αληθή γεγονότα, απορρίπτονται. Χρησιμοποιώντας μια γραμμική πηγή, η ελάχιστη ανιχνεύσιμη ενεργότητα προσδιορίστηκε 12.4 MBq, χρησιμοποιόντας τις ρυθμίσεις που αναφέρθηκαν προηγουμένως. Χρησιμοποιώντας ένα πιο πολύπλοκο ομοίωμα η ελάχιστη ενεργότητα περιμένουμε να πάρει μεγαλύτερες τιμές. Προσομοιώσεις πραγματοποιήθηκαν ώστε να προσδιοριστεί και η επίδραση ενός σταθερού μαγνητικού πεδίου στις επιδόσεις του συστήματος. Το μαγνητικό πεδίο είχε τιμές 1.5, 3.0, 7.0 και 9.0 T που είναι συνήθεις τιμές που βρίσκονται σε εμπορικά συστήματα MRI. Το πεδίο εφαρμόστηκε κατά τον διαμήκη άξονα z. Τα αποτελέσματα δείχνουν ότι όταν δεν υπάρχει γύρω από την πηγή αρκετό υλικό (π.χ. νερό) ώστε να προκαλέσει εξαϋλώσεις των ποζιτρονίων, τότε η ελάχιστη ανιχνεύσιμη ενεργότητα βελτιώνεται σημαντικά. Αυτό συμβαίνει διότι το μαγνητικό πεδίο μειώνει την μέση απόσταση εξαΰλωσης. Με συνέπεια λιγότερα ποζιτρόνια να δραπετεύουν. Η παρατήρηση αυτή έχει σημαντικές βελτιώσεις στην απεικόνιση μικρών όγκων εντός των πνευμόνων, είτε σε όγκους που βρίσκονται στην επιδερμίδα. Τα αποτελέσματα επίσης έδειξαν ότι η διακριτική ικανότητα βελτιώνεται σημαντικά. Με σκοπό την απαλοιφή των περιορισμών της ανακατασκευής με χρήση διαδοχικών προβολών FPT γύρω από το FOV μελετήθηκε η χρήση του πακέτου STIR. Το STIR είναι μια εργαλειοθήκη λογισμικών με σκοπό την ιατρική ανακατασκευή εικόνων PET. Παρέχει πολλά φίλτρα και εργαλεία για την βελτίωση της εικόνας, αλλά στα πλαίσια της διατριβής χρησιμοποιήθηκε μόνο ο αλγόριθμος OSEM. Λόγω του ότι το STIR υποστηρίζει μόνο ανακατασκευή εικόνας σε κυλινδρικές γεωμετρίες, βρέθηκε τρόπος να ταξινομηθούν τα δεδομένα με συμβατό τρόπο. Για τον σκοπό αυτό χρησιμοποιήθηκαν οι πολικές συντεταγμένες του κάθε κρυστάλλου σε σχέση με την ακτίνα περιστροφής και την γωνία από την οποία λαμβάνουν δεδομένα οι κεφαλές. Με βάση αυτή την συνάρτηση τα δεδομένα κατανεμήθηκαν σε 3Δ ημιτονογράμματα. Λάβαμε υπ' όψιν μια τυπική διόρθωση εξασθένησης, υποθέτοντας ότι στο FOV υπάρχει μόνο αέρας. Η διόρθωση αυτή έγινε μαθηματικά οπισθοπροβάλοντας τον συντελεστή εξασθένησης του αέρα σε 3Δ ημιτονογράμματα. Για τ

The aim of this Thesis is the development of stopping rule methods for the MLEM and OSEM algorithms used in image reconstruction positron emission tomography (PET). The development of the stopping rules is based on the study of the properties of both algorithms. Analyzing their mathematical expressions, it can be observed that the pixel updating coefficients (PUC) play a key role in the upgrading process of the reconstructed image from iteration k to k+1. For the analysis of the properties of the PUC, a PET scanner geometry was simulated using Monte Carlo methods. For image reconstruction using iterative techniques, the calculation of the transition matrix is essential. And it fully depends on the geometrical characteristics of the PET scanner. The MLEM and OSEM algorithms were used to reconstruct the projection data. In order to compare the reconstructed and true images, two figures of merit (FOM) were used; a) the Normalized Root Mean Square Deviation (NRMSD) and b) the chi-square χ2. The behaviour of the PUC C values for a zero and non-zero pixel in the phantom image was analyzed and it has been found different behavior for zero and non-zero pixels. Based on this assumption, the vector of all C values was analyzed for all non-zero pixels of the reconstructed image and it was found that the histograms of the values of the PUC have two components: one component around C(i)=1.0 and a tail component, for values C(i)<1.0. In this way, a vector variable has been defined, where I is the total number of pixels in the image and k is the iteration number. is the minimum value of the vector of the pixel updating coefficients among the non-zero pixels of the reconstructed image at iteration k. Further work was performed to find out the dependence of Cmin on the image characteristics, image topology and activity level. The analysis shows that the parameterization of Cmin is reliable and allows the establishment of a robust stopping rule for the MLEM algorithm. Furthermore, following a different approach, a new stopping rule using the log-likelihood properties of the MLEM algorithm has been developed. The two rules were evaluated using the independent Digimouse phantom. The study revealed that both stopping rules produce reconstructed images with similar properties. The same study was performed for the OSEM algorithm and a stopping rule for the OSEM algorithm dedicated to each number of subset was developed. / Σκοπός της διατριβής είναι η ανάπτυξη κριτηρίων παύσης για τους επαναληπτικούς αλγόριθμους (MLEM και OSEM) που χρησιμοποιούνται στην ανακατασκευή ιατρικής εικόνας στους τομογράφους εκπομπής ποζιτρονίου (PET). Η ανάπτυξη των κριτηρίων παύσης βασίστηκε στη μελέτη των ιδιοτήτων των αλγόριθμων MLEM & OSEM. Απο τη μαθηματική έκφραση των δύο αλγορίθμων προκύπτει ότι οι συντελεστές αναβάθμισης (ΣΑ) των pixels της εικόνας παίζουν σημαντικό ρόλο στην ανακατασκευή της απο επανάληψη σε επανάληψη. Για την ανάλυση ένας τομογράφος PET προσομοιώθηκε με τη χρήση των μεθόδων Μόντε Κάρλο.Για την ανακατασκευή της εικόνας με τη χρήση των αλγόριθμων MLEM και OSEM, υπολογίστηκε ο πίνακας μετάβασης. Ο πίνακας μετάβασης εξαρτάται απο τα γεωμετρικά χαρακτηριστικά του τομογράφου PET και για τον υπολογισμό του χρησιμοποιήθηκαν επίσης μέθοδοι Μόντε Κάρλο. Ως ψηφιακά ομοιώματα χρησιμοποιήθηκαν το ομοίωμα εγκεφάλου Hoffman και το 4D MOBY. Για κάθε ένα απο τα ομοιώματα δημιουργήθηκαν προβολικά δεδομένα σε διαφορετικές ενεργότητες. Για τη σύγκριση της ανακατασκευασμένης και της αρχικής εικόνας χρησιμοποιήθηκαν δύο ξεχωριστοί δείκτες ποίοτητας, το NRMSD και το chi square. Η ανάλυση έδειξε οτι οι ΣΑ για τα μη μηδενικά pixels της εικόνας τείνουν να λάβουν την τιμή 1.0 με την αύξηση των επαναλήψεων, ενώ για τα μηδενικά pixels αυτό δε συμβαίνει. Αναλύοντας περισσότερο το διάνυσμα των ΣΑ για τα μη μηδενικά pixels της ανακατασκευασμένης εικόνας διαπιστώθηκε ότι αυτό έχει δύο μέρη: α) Μια κορυφή για τιμές των ΣΑ = 1.0 και β) μια ουρά με τιμές των ΣΑ<1.0. Αυξάνοντας τις επαναλήψεις, ο αριθμός των pixels με ΣΑ=1.0 αυξάνονταν ενώ ταυτόχρονα η ελάχιστη τιμή του διανύσματος των ΣΑ μετακινούνταν προς το 1.0. Με αυτό τον τρόπο προσδιορίστηκε μια μεταβλητή της μορφής όπου N είναι ο αριθμός των pixels της εικόνας, k η επανάληψη και η ελάχιστη τιμή του διανύσματος των ΣΑ. Η ανάλυση που έγινε έδειξε ότι η μεταβλητή Cmin συσχετίζεται μόνο με την ενεργότητα της εικόνας και όχι με το είδος ή το μέγεθός της. Η παραμετροποίηση αυτής της σχέσης οδήγησε στην ανάπτυξη του κριτηρίου παύσης για τον MLEM αλγόριθμο. Μια άλλη προσέγγιση βασισμένη στις ιδιότητες πιθανοφάνειας του MLEM αλγόριθμου, οδήγησε στην ανάπτυξη ενός διαφορετικού κριτηρίου παύσης του MLEM. Τα δύο κριτήρια αποτιμήθηκαν με τη χρήση του ομοιώματος Digimouse και βρέθηκε να παράγουν παρόμοιες εικόνες. Η ίδια μελέτη έγινε και για τον OSEM αλγόριθμο και αναπτύχθηκε κριτήριο παύσης για διαφορετικό αριθμό subsets.

[ES] Desde su creación en la década de 1950, las imágenes tomográficas han resultado muy valiosas en el ámbito médico ayudando tanto en el diagnóstico como en el tratamiento de múltiples enfermedades. Dentro de la imagen molecular, los escáneres PET (Tomografía por Emisión de Positrones) generan información detallada de la interacción de los radio-trazadores con el tejido de estudio, pudiendo combinar dicha información con imagen anatómica de escáneres TC (Tomografía Computarizada) o RM (Resonancia Magnética). Con el fin de aumentar las prestaciones de estos equipos, como la sensibilidad y la resolución espacial, los PET de cuerpo completo recientemente aumentan su cobertura axial. Sin embargo, el precio de estos dispositivos se multiplica, dificultando su compra en muchos hospitales y centros de investigación. Como alternativa, los escáneres PET específicos de órganos manejan un menor número de detectores haciéndolos más económicos. El objetivo de este tipo de escáneres es mejorar el rendimiento de los dispositivos acercando los detectores al paciente lo máximo posible, optimizando su diseño para un órgano en específico. Otra ventaja es la posible portabilidad de los aparatos. En esta tesis introducimos dos posibles diseños de PET específicos orientados a distintos órganos y con diferente tecnología y geometría y además un escáner preclínico con una geometría novedosa. El primer escáner fue construido de un proyecto nacional llamado PROSPET, fue diseñado y optimizado para hacer imagen de la próstata, debido a la conocida elevada tasa de cáncer de próstata en hombres. El 17% de la población masculina sufrirá cáncer de próstata. El detector escogido para este diseño está compuesto por cristales centelladores monolíticos acoplados a una matriz de fotomultiplicadores de silicio. Inicialmente se pensó en crear un escáner compuesto por dos palas. Sin embargo, los resultados con pacientes no fueron satisfactorios debido a la falta de información angular y la ausencia de información temporal precisa en los detectores. Por tanto, se construyó una configuración de anillo con un diámetro reducido en comparación con escáneres de cuerpo completo. Se apreció un aumento en la sensibilidad y la resolución espacial, así como una buena calidad de imagen utilizando fantomas. El segundo escáner, llamado proyecto CardioPET, está orientado a visualizar el corazón cuando el paciente está sometido a condiciones de estrés farmacológico. Para este dispositivo se utilizó el diseño de dos palas, pero usando cristales pixelados, mejorando la resolución temporal, permitiendo implantar algoritmos de tiempo de vuelo. Se han montado y testeado dos palas tanto con simulaciones como experimentalmente con buenas prestaciones. Además, se procedió a registrar el movimiento de las fuentes de radiación con el fin de aplicar correcciones de movimiento con la ayuda de una cámara externa y unos marcadores ARUCO. Los algoritmos de corrección de movimiento fueron testeados, demostrando un buen funcionamiento. El último dispositivo fue diseñado para optimizar la configuración PET de anillo lo máximo posible. Para ello, se eliminaron los espaciados entre detectores en un escáner pequeño de animales, creando un único detector centellador de forma cilíndrica. Con esto se busca aumentar la sensibilidad, pues ya no se pierden interacciones en los huecos, y también la resolución espacial. Dos prototipos fueron testeados con simulaciones, y validados experimentalmente. El primero con caras de salida planas y el segundo totalmente cilíndrico. En ambos diseños se observaron efectos debidos a la curvatura del detector que necesariamente han de ser compensados con una calibración. / [CA] Des de la seua creació en la dècada de 1950, les imatges tomogràfiques hi han resultat molt valuoses en àmbit mèdic ajudant tant en el diagnòstic com en el tractament de moltes malalties. Dins de la imatge molecular, els escàners PET (Tomografia per Emissió de Positrons) generen informació detallada de la interacció dels traçadors amb el teixit del pacient, podent combinar aquesta informació amb imatge anatòmica d'escàners TC (Tomografia Axial Automatitzada) o RM (Ressonancia Magnètica). Amb el fi d'augmentar les prestacions d’aquests equips, els PET de cos complet augmenten la seua cobertura axial, multiplicant el preu dels dispositius i dificultant la seua compra en hospitals i centres d’investigació. Com a alternativa, els escàners PET específics d'òrgans utilitzen un menor nombre de detectors resultant així un preu més econòmic. Un altre avantatge és la possible portabilitat dels aparells. En aquesta tesi abordem tres possibles dissenys de PET específics orientats a diferents òrgans i amb diferent tecnologia i geometria. El primer de tots, un projecte nacional denominat PROSPET, ha sigut dissenyat i optimitzat per a fer imatge de la pròstata, ja que és molt coneguda l'elevada taxa de càncer de pròstata en homes. El 17% de población masculina patirà càncer de pròstata. El detector escollit per a aquest disseny està format per cristals centellejadors monolítics acoblats a una matriu de fotomultiplicadors de silici. De primeres es va pensar a crear un escàner compost per dues pales, ja que permetria disposar els detectors molt a prop del pacient. El resultat no va ser molt satisfactori a causa de la falta d'informació angular i l'absència d'informació temporal precisa. Per tant, l'última iteració va consistir en una configuració d'anell amb un diàmetre reduït en comparació amb els escàners de cos complet. Es va observar una millora en la sensibilitat i la resolució espacial, així com una qualitat d'imatge acceptable. El segon dispositiu va ser dissenyat per a optimitzar la configuració d'anell el màxim possible. Per això es van llevar els espaiats entre detectors, creant un únic detector de forma cilíndrica. Amb aquest disseny es busca augmentar la sensibilitat, ja que no es perden interaccions en els espaiats, i també la resolució espacial. Dos prototips van ser testejats amb simulacions i validats experimentalment. El primer amb cares d'eixida planars i el segon totalment cilíndric. En els dos dissenys es va observar efectes deguts a la curvatura del detector que necessàriament ha de ser compensat amb una calibració. L’últim escàner, denominat projecte CardioPET, està orientat a visualitzar el cor durant el pacient quan és sotmés a condicions d'estrés farmacologic. escàner, denominat projecte CardioPET, està orientat a visualitzar el cor durant el pacient quan és sotmés a condicions d'estrés. Es va recuperar el disseny de les pales per aquest dispositiu, però utilitzant cristals pixelats, millorant la resolució temporal. Dues pales van ser muntades i testejades tant amb simulacions com experimentalment amb bones prestacions. A més, es va registrar el moviment de les fonts de radiació amb la fi d'aplicar correcció de moviment amb l'ajuda d'una càmera externa i uns marcadors ARUCO. Els algoritmes de correcció de moviment també van ser testejats, demostrant un bon funcionament. L'últim dispositiu va ser dissenyat per a optimitzar la configuració d'anell el màxim possible. Per això es van llevar els espaiats entre detectors, creant un únic detector de forma cilíndrica. Amb aquest disseny es busca augmentar la sensibilitat, ja que no es perden interaccions en els espaiats, i també la resolució espacial. Dos prototips van ser testejats amb simulacions i validats experimentalment. El primer amb cares d'eixida planars i el segon totalment cilíndric. En els dos dissenys es va observar efectes deguts a la curvatura del detector que necessàriament ha de ser compensat amb una calibració. / [EN] Since their introduction in the 1950-decade, tomographic images have become very valuable in the medical field helping both in diagnostics and in a variety of illnesses treatment. In the molecular imaging field, Positron Emission Tomography (PET) provides accurate information of the radio-tracers interactions with the patient tissue. Moreover, it is possible to combine this information with anatomical images provided by CT (Computed Tomography) or MR (Magnetic Resonance) scanners. With the aim to improve PET systems performance, such as the spatial resolution and the sensitivity, whole body (WB) PET scanners with large axial coverage are recently proposed. However, the system cost increases and, thus, makes difficult their installation in many hospitals or research centers. Organ-dedicated PET scanners, as an alternative to such large systems, use a lower number of detectors, so their price is considerably more economical. The goal of this kind of systems is to boost PET performance by placing the detectors as close as possible to the patient, optimizing the design for a specific organ instead of a large volume. Other advantage of these scanners is their portability. In this thesis we have worked in the design and validation of two organ-dedicated PET scanners with different geometries and technologies, as well as in a novel pre-clinical PET. The first scanner was the result from a national project called PROSPET. A PET system was designed and optimized to image the prostate area. Notice there is a high incidence rate of prostate cancer in the male population. 17% of male population will suffer prostate cancer. For this scanner, the detector modules were composed by a monolithic LYSO scintillation block coupled to a photosensor array based on silicon photomultipliers (SiPM). The first design configuration was made by two panels. However, patient results were not satisfactory due to the lack of angular information and the poor detector time resolution. Therefore, it was rebuilt in a ring configuration with a reduced diameter in comparison with WB-PET scanners. A high sensitivity and spatial resolution were found, as well as a good image quality using phantoms. The second PET scanner, called CardioPET, also arose from a national grant, and it was implemented to visualize the heart area when the patient is under stress condition. The two panels geometry was also implemented for this system, but using pixelated crystals, therefore improving the detector time resolution and allowing to use time of flight (TOF) reconstruction algorithms. Two panels were mounted and tested with both simulation and experimental data with good results. Furthermore, the patient motion was registered applying movement correction techniques with the help of an external optical camera device and ARUCO markers. These algorithms were tested showing a good performance. The last device that we worked within this PhD thesis was designed to optimize the classical ring PET configuration as much as possible. To do so, the gaps between the detector modules in a small animal PET were eliminated by building a single detector with a cylindrical scintillator shape. The goal is to improve the sensitivity, given that there are no event losses in the gaps and to also boost the spatial resolution since there are not edges. Two prototypes were tested with simulations, and experimentally validated as well. The first of them was built with planar outer faces whereas the second was fully cylindrical. In both designs some effects originated from the detector curvature were observed and successfully corrected during the calibration. / This thesis was supported by a FPI grant under 2017-08582 reference in the PhD program: “Programa de Doctorado en Tecnologías para la Salud y el Bienestar” belonging to the Polytechnic University of Valencia. The grant was supported by the “Consejo Superior de Investigaciones Científicas” together with the “Agencia Estatal de Investigación” and the “Fondo Social Europeo”. / Cañizares Ledo, G. (2022). Characterization of Dedicated PET Equipment with Non-Conventional Geometry [Tesis doctoral]. Universitat Politècnica de València. https://doi.org/10.4995/Thesis/10251/184977 / TESIS