Positronemissionstomografi

radionuklider og radiotracereredit

radionuklider, der anvendes til PET-scanning, er typisk isotoper med korte halveringstider såsom kulstof-11 (~20 min), nitrogen-13 (~10 min), ilt-15 (~2 min), fluor-18 (~110 min), gallium-68 (~67 min), sirconium-89 (~78,41 timer) eller rubidium-82(~1,27 min). Disse radionuklider inkorporeres enten i forbindelser, der normalt anvendes af kroppen, såsom glukose (eller glukoseanaloger), vand eller ammoniak, eller i molekyler, der binder til receptorer eller andre steder med lægemiddelvirkning. Sådanne mærkede forbindelser er kendt som radiotracere. PET-teknologi kan bruges til at spore den biologiske vej for enhver forbindelse hos levende mennesker (og mange andre arter også), forudsat at den kan radiomærkes med en PET-isotop. Således er de specifikke processer, der kan undersøges med PET, næsten ubegrænsede, og radiotracere til nye målmolekyler og processer fortsætter med at blive syntetiseret; fra denne skrivning er der allerede snesevis i klinisk brug og hundreder anvendt i forskning. I 2020 er langt den mest anvendte radiotracer i klinisk PET-scanning 18F-FDG, FDG en analog glukose, der er mærket med fluor-18. Denne radiotracer bruges i stort set alle scanninger for onkologi og de fleste scanninger inden for neurologi og udgør således det store flertal af radiotracer (>95%), der anvendes til PET-og PET-CT-scanning.

på grund af den korte halveringstid for de fleste positronemitterende radioisotoper er radiotracerne traditionelt produceret ved hjælp af en cyklotron i nærheden af PET-billeddannelsesfaciliteten. Halveringstiden for fluor-18 er lang nok til, at radiotracere mærket med fluor-18 kan fremstilles kommercielt på steder uden for stedet og sendes til billeddannelsescentre. For nylig er rubidium – 82 generatorer blevet kommercielt tilgængelige. Disse indeholder strontium-82, som henfalder ved elektronfangst for at producere positronemitterende rubidium-82.

Immuno-PETEdit

isotopen 89cr er blevet anvendt til sporing og kvantificering af molekylære antistoffer med positronemissionstomografi (PET) kameraer (en metode kaldet “immuno-PET”). Metoden anvender et succinyleret derivat af Desferrioksamin B (N-sucDf) som et bifunktionelt chelat,

emission

for at udføre scanningen injiceres en kortvarig radioaktiv sporstofisotop i det levende individ (normalt i blodcirkulationen). Hvert sporstofatom er kemisk inkorporeret i et biologisk aktivt molekyle. Der er en ventetid, mens det aktive molekyle bliver koncentreret i væv af interesse; derefter placeres motivet i billeddannelsesscanneren. Molekylet, der oftest anvendes til dette formål, er F-18 mærket fluorodeoksiglukose (FDG), et sukker, for hvilket ventetiden typisk er en time. Under scanningen foretages en registrering af vævskoncentration, når sporstoffet henfalder.

da radioisotopen gennemgår positronemissionsforfald (også kendt som positivt beta-henfald), udsender det en positron, en antipartikel af elektronen med modsat ladning. Den udsendte positron bevæger sig i væv i en kort afstand (typisk mindre end 1 mm, men afhængig af isotopen), i hvilket tidsrum den mister kinetisk energi, indtil den decelererer til et punkt, hvor den kan interagere med en elektron. Mødet udsletter både elektron og positron og producerer et par udslettelse (gamma) fotoner, der bevæger sig i omtrent modsatte retninger. Disse detekteres, når de når en scintillator i scanningsenheden, hvilket skaber en udbrud af lys, der detekteres af fotomultiplikatorrør eller silicium lavine fotodioder (Si APD). Teknikken afhænger af samtidig eller sammenfaldende detektion af fotonparret, der bevæger sig i omtrent modsatte retninger (de ville være nøjagtigt modsatte i deres centrum af masseramme, men scanneren har ingen måde at vide dette på, og det har også en indbygget svag retningsfejltolerance). Fotoner, der ikke ankommer i tidsmæssige “par” (dvs.inden for et timing-vindue på nogle få nanosekunder) ignoreres.

lokalisering af positron annihilation eventEdit

den mest signifikante fraktion af elektron–positron-udslettelser resulterer i, at to 511 Kev-gammafotoner udsendes næsten 180 grader til hinanden; derfor er det muligt at lokalisere deres kilde langs en lige sammenfaldslinje (også kaldet responslinjen eller LOR). I praksis har LOR en bredde, der ikke er nul, da de udsendte fotoner ikke er nøjagtigt 180 grader fra hinanden. Hvis detektorens opløsningstid er mindre end 500 picosekunder snarere end omkring 10 nanosekunder, er det muligt at lokalisere begivenheden til et segment af en akkord, hvis længde bestemmes af detektorens timingopløsning. Efterhånden som timingopløsningen forbedres, forbedres signal-støj-forholdet (SNR) for billedet, hvilket kræver færre begivenheder for at opnå den samme billedkvalitet. Denne teknologi er endnu ikke almindelig, men den er tilgængelig på nogle nye systemer.

billedrekonstruktionredit

de rådata, der indsamles af en PET-scanner, er en liste over ’tilfældighedshændelser’, der repræsenterer næsten samtidig detektion (typisk inden for et vindue på 6 til 12 nanosekunder af hinanden) af udslettelsesfotoner af et par detektorer. Hver tilfældighedshændelse repræsenterer en linje i rummet, der forbinder de to detektorer, langs hvilke positronemissionen opstod (dvs.reaktionslinjen (LOR)).

analytiske teknikker, ligesom rekonstruktion af computertomografi (CT) og single-photon emission computed tomography (SPECT) data, bruges ofte, selvom datasættet indsamlet i PET er meget dårligere end CT, så genopbygningsteknikker er vanskeligere. Tilfældighedshændelser kan grupperes i projektionsbilleder, kaldet sinogrammer. Sinogrammerne sorteres efter vinklen på hver visning og hældning (for 3D-billeder). Sinogrambillederne er analoge med fremskrivningerne taget af computertomografi (CT) scannere og kan rekonstrueres på en lignende måde. Statistikken over de derved opnåede data er meget værre end dem, der opnås gennem transmissionstomografi. Et normalt PET – datasæt har millioner af tællinger for hele erhvervelsen, mens CT kan nå et par milliarder tællinger. Dette bidrager til, at kæledyrsbilleder vises “støjende” end CT. To store støjkilder i PET er scatter (et detekteret par fotoner, hvoraf mindst en blev afbøjet fra sin oprindelige sti ved interaktion med stof i synsfeltet, hvilket førte til, at parret blev tildelt en forkert LOR) og tilfældige begivenheder (fotoner stammer fra to forskellige udslettelseshændelser, men forkert registreret som et tilfældigt par, fordi deres ankomst til deres respektive detektorer fandt sted inden for et tilfældigt timingvindue).

i praksis kræves betydelig forbehandling af dataene-korrektion for tilfældige tilfældigheder, estimering og subtraktion af spredte fotoner, detektorens dødtidskorrektion (efter påvisning af en foton skal detektoren “køle ned” igen) og detektorfølsomhedskorrektion (for både iboende detektorfølsomhed og ændringer i følsomhed på grund af indfaldsvinkel).

filtreret bagprojektion (FBP) er ofte blevet brugt til at rekonstruere billeder fra fremskrivningerne. Denne algoritme har fordelen ved at være enkel, mens den har et lavt krav til computerressourcer. Ulemper er, at skudstøj i rådataene er fremtrædende i de rekonstruerede billeder, og områder med høj sporoptagelse har tendens til at danne striber på tværs af billedet. FBP behandler også dataene deterministisk-det tager ikke højde for den iboende tilfældighed, der er forbundet med PET-data, hvilket kræver alle korrektioner før rekonstruktion beskrevet ovenfor.

statistiske, sandsynlighedsbaserede tilgange:Statistisk, sandsynlighedsbaseret iterativ forventning-maksimeringsalgoritmer såsom Shepp-Vardi algorithmare nu den foretrukne metode til genopbygning. Disse algoritmer beregner et skøn over den sandsynlige fordeling af udslettelseshændelser, der førte til de målte data, baseret på statistiske principper. Fordelen er en bedre støjprofil og modstand mod stribefakter, der er almindelige med FBP, men ulempen er højere computerressourcekrav. En yderligere fordel ved statistiske billedrekonstruktionsteknikker er, at de fysiske effekter, der skal korrigeres for, når man bruger en analytisk rekonstruktionsalgoritme, såsom spredte fotoner, tilfældige tilfældigheder, dæmpning og detektordødtid, kan inkorporeres i sandsynlighedsmodellen, der bruges i genopbygningen, hvilket muliggør yderligere støjreduktion. Iterativ rekonstruktion har også vist sig at resultere i forbedringer i opløsningen af de rekonstruerede billeder, da mere sofistikerede modeller af scannerfysik kan inkorporeres i sandsynlighedsmodellen end dem, der anvendes ved analytiske rekonstruktionsmetoder, hvilket muliggør forbedret kvantificering af radioaktivitetsfordelingen.

forskning har vist, at bayesiske metoder, der involverer en Poisson-sandsynlighedsfunktion og en passende forudgående Sandsynlighed (f. eks., en udjævning forud fører til total variationsregularisering eller en Laplacian fordeling, der fører til Kur 1 {\displaystyle \ell _{1}} -baseret regularisering i en bølger eller et andet domæne), såsom Via Ulf Grenanders Sigtestimator eller via Bayes-straffemetoder eller via I. J. Good ‘ s ruhedsmetode kan give overlegen ydelse i forhold til forventningsmaksimeringsbaserede metoder, der involverer en Poisson-sandsynlighedsfunktion, men involverer ikke en sådan forudgående.

Dæmpningskorrektion: kvantitativ PET-billeddannelse kræver dæmpningskorrektion. I disse systemer dæmpning korrektion er baseret på en transmission scanning ved hjælp af 68ge roterende stang kilde.

Transmissionsscanninger måler direkte dæmpningsværdier ved 511keV. Dæmpning opstår, når fotoner, der udsendes af radiotracer inde i kroppen, absorberes af mellemliggende væv mellem detektoren og fotonens emission. Da forskellige LORs skal krydse forskellige tykkelser af væv, dæmpes fotonerne forskelligt. Resultatet er, at strukturer dybt i kroppen rekonstrueres som falsk lav sporoptagelse. Moderne scannere kan estimere dæmpning ved hjælp af integreret røntgen-CT-udstyr i stedet for tidligere udstyr, der tilbød en rå form for CT ved hjælp af en gammastråle (positronemitterende) kilde og PET-detektorer.

mens dæmpningskorrigerede billeder generelt er mere trofaste repræsentationer, er korrektionsprocessen i sig selv modtagelig for betydelige artefakter. Som følge heraf bliver både korrigerede og ukorrigerede billeder altid rekonstrueret og læst sammen.

2D / 3D rekonstruktion: Tidlige PET-scannere havde kun en enkelt ring af detektorer, hvorfor erhvervelse af data og efterfølgende rekonstruktion var begrænset til et enkelt tværgående plan. Mere moderne scannere omfatter nu flere ringe, der i det væsentlige danner en cylinder af detektorer.

der er to tilgange til rekonstruktion af data fra en sådan scanner: 1) behandl hver ring som en separat enhed, så kun tilfældigheder inden for en ring detekteres, billedet fra hver ring kan derefter rekonstrueres individuelt (2D-rekonstruktion) eller 2) tillader tilfældigheder at blive detekteret mellem ringe såvel som inden for ringe, og rekonstruer derefter hele lydstyrken sammen (3D).

3D-teknikker har bedre følsomhed (fordi flere tilfældigheder opdages og bruges) og derfor mindre støj, men er mere følsomme over for virkningerne af scatter og tilfældige tilfældigheder samt kræver tilsvarende større computerressourcer. Fremkomsten af sub-nanosekund timing opløsningsdetektorer giver bedre tilfældig tilfældighed afvisning, hvilket favoriserer 3D-billedrekonstruktion.

time-of-flight (TOF) PET: for moderne systemer med en højere tidsopløsning (cirka 3 nanosekunder) bruges en teknik kaldet “time-of-flight” til at forbedre den samlede ydelse. Time-of-flight PET gør brug af meget hurtige gammastråledetektorer og databehandlingssystem, som mere præcist kan bestemme forskellen i tid mellem detekteringen af de to fotoner. Selvom det er teknisk umuligt at lokalisere oprindelsesstedet for udslettelseshændelsen nøjagtigt (i øjeblikket inden for 10 cm), er billedrekonstruktion stadig nødvendig, TOF-teknik giver en bemærkelsesværdig forbedring af billedkvaliteten, især signal-til-støj-forhold.

kombination af PET med CT eller MRIEdit

PET-scanninger læses i stigende grad sammen med CT-eller magnetisk resonansbilleddannelse (MRI) – scanninger, hvor kombinationen (kaldet “co-registrering”) giver både anatomisk og metabolisk information (dvs.hvad strukturen er, og hvad den gør biokemisk). Fordi PET-billeddannelse er mest nyttig i kombination med anatomisk billeddannelse, såsom CT, er moderne PET-scannere nu tilgængelige med integrerede high-end multi-detektor-række CT-scannere (såkaldt “PET-CT”). Fordi de to scanninger kan udføres i øjeblikkelig rækkefølge i løbet af den samme session, hvor patienten ikke skifter position mellem de to typer scanninger, registreres de to sæt billeder mere præcist, så områder med abnormitet på PET-billeddannelsen kan være mere perfekt korreleret med anatomi på CT-billederne. Dette er meget nyttigt til at vise detaljerede visninger af bevægelige organer eller strukturer med højere anatomisk variation, hvilket er mere almindeligt uden for hjernen.

på J. C. ‘ s Institut for Neurovidenskab og Biofysik begyndte verdens største PET-MRI-enhed i April 2009: en 9,4-tesla magnetisk resonanstomografi (MRT) kombineret med en positronemissionstomografi (PET). I øjeblikket kan kun hovedet og hjernen afbildes ved disse høje magnetfeltstyrker.

til hjerneafbildning kan registrering af CT -, MR-og PET-scanninger udføres uden behov for en integreret PET-CT-eller PET-MR-scanner ved hjælp af en enhed kendt som N-lokalisator.

Begrænsningerrediger

minimering af strålingsdosis til emnet er et attraktivt træk ved brugen af kortvarige radionuklider. Ud over sin etablerede rolle som diagnostisk teknik har PET en voksende rolle som en metode til at vurdere responsen på terapi, især kræftbehandling, hvor risikoen for patienten som følge af manglende viden om sygdomsfremskridt er meget større end risikoen fra teststrålingen. Da sporstoffer er radioaktive, er ældre og gravide ikke i stand til at bruge det på grund af risici forbundet med stråling.

begrænsninger i den udbredte anvendelse af PET skyldes de høje omkostninger ved cyklotroner, der er nødvendige for at producere de kortvarige radionuklider til PET-scanning, og behovet for specielt tilpassede kemiske synteseapparater på stedet til fremstilling af radioaktive lægemidler efter radioisotopforberedelse. Organiske radiotracer-molekyler, der vil indeholde en positronemitterende radioisotop, kan ikke syntetiseres først, og derefter fremstilles radioisotopen i dem, fordi bombardement med en cyclotron for at forberede radioisotopen ødelægger enhver organisk bærer til den. I stedet skal isotopen først forberedes, derefter derefter kemien til fremstilling af enhver organisk radiotracer (såsom FDG) udført meget hurtigt på kort tid, før isotopen henfalder. Få hospitaler og universiteter er i stand til at opretholde sådanne systemer, og de fleste kliniske PET understøttes af tredjepartsleverandører af radiotracere, der kan levere mange steder samtidigt. Denne begrænsning begrænser primært klinisk PET til brugen af sporstoffer mærket med fluor-18, som har en halveringstid på 110 minutter og kan transporteres en rimelig afstand før brug, eller til rubidium-82 (brugt som rubidium-82-chlorid) med en halveringstid på 1,27 minutter, som oprettes i en bærbar generator og bruges til myokardieperfusionsstudier. Ikke desto mindre er et par cyklotroner på stedet med integreret afskærmning og “hot labs” (automatiserede kemilaboratorier, der er i stand til at arbejde med radioisotoper) i de senere år begyndt at ledsage PET-enheder til fjerntliggende hospitaler. Tilstedeværelsen af den lille cyklotron på stedet lover at ekspandere i fremtiden, når cyklotronerne krymper som reaktion på de høje omkostninger ved isotoptransport til fjerntliggende PET-maskiner. I de senere år er manglen på PET-scanninger blevet afhjulpet i USA, da udrulningen af radioaktive lægemidler til levering af radioisotoper er vokset 30%/år.

da halveringstiden for fluor-18 er cirka to timer, vil den forberedte dosis af et radiofarmaceutisk middel, der bærer dette radionuklid, gennemgå flere halveringstider for henfald i løbet af arbejdsdagen. Dette nødvendiggør hyppig rekalibrering af den resterende dosis (bestemmelse af aktivitet pr.enhedsvolumen) og omhyggelig planlægning med hensyn til patientplanlægning.