Pozitron emissziós tomográfia

radionuklidok és radiotracerek

a PET szkennelésben használt radionuklidok általában rövid felezési idejű izotópok, például szén-11 (~20 perc), nitrogén-13 (~10 perc), oxigén-15 (~2 perc), fluor-18 (~110 perc), gallium-68 (~67 perc), cirkónium-89 (~78,41 óra) vagy rubídium-82 (~1,27 perc). Ezek a radionuklidok beépülnek a szervezet által általában használt vegyületekbe, például glükózba (vagy glükóz analógokba), vízbe vagy ammóniába, vagy olyan molekulákba, amelyek kötődnek a receptorokhoz vagy a gyógyszer hatásának más helyeihez. Az ilyen jelölt vegyületek radiotracerek néven ismertek. A PET technológia bármely vegyület biológiai útvonalának nyomon követésére használható élő emberekben (és sok más fajban is), feltéve, hogy radioizotóppal jelölhető. Így a PET-vel kipróbálható specifikus folyamatok gyakorlatilag korlátlanok, és az új célmolekulák és folyamatok radiotracerjei továbbra is szintetizálódnak; az írás óta már több tucat klinikai használatban van, és több százat alkalmaznak a kutatásban. 2020-ban a klinikai PET szkennelésben messze a leggyakrabban használt radiotracer A 18F-FDG, az FDG a glükóz analógja, amelyet fluor-18 jelöl. Ezt a radiotracert lényegében az összes onkológiai és a legtöbb neurológiai vizsgálat során használják, és így a PET és a PET-CT vizsgálatokhoz használt radiotracer nagy többségét (>95%) teszi ki.

a legtöbb pozitron-kibocsátó radioizotóp rövid felezési ideje miatt a radiotracereket hagyományosan ciklotronnal állították elő a PET képalkotó létesítmény közvetlen közelében. A fluor-18 felezési ideje elég hosszú ahhoz, hogy a fluor-18-mal jelölt radiotracerek kereskedelmi forgalomban gyárthatók legyenek, és képalkotó központokba szállíthatók. A közelmúltban a rubídium-82 generátorok kereskedelmi forgalomba kerültek. Ezek stroncium-82-t tartalmaznak, amely elektron-befogással bomlik, hogy pozitron-kibocsátó rubídium-82-t állítson elő.

Immuno-PETEdit

a 89zr izotópot pozitron emissziós tomográfiás (PET) kamerákkal (az úgynevezett “immuno-PET”módszerrel) a molekuláris antitestek nyomon követésére és mennyiségi meghatározására alkalmazták. A módszer a dezferrioxamin B (N-sucDf) szukcinilezett származékát használja bifunkcionális kelátként,

Emissziószerkesztés

a vizsgálat elvégzéséhez egy rövid életű radioaktív nyomjelző izotópot injektálnak az élő alanyba (általában a vérkeringésbe). Minden nyomjelző atomot kémiailag beépítettek egy biológiailag aktív molekulába. Van egy várakozási idő, amíg az aktív molekula koncentrálódik az érdekes szövetekben; akkor az alany a képalkotó szkennerbe kerül. Az erre a célra leggyakrabban használt molekula az F-18 jelölt fluorodeoxiglükóz (FDG), egy cukor, amelyre a várakozási idő általában egy óra. A vizsgálat során a nyomjelző bomlásakor rögzítik a szövetkoncentrációt.

mivel a radioizotóp pozitron emissziós bomláson megy keresztül (más néven pozitív béta-bomlás), pozitront bocsát ki, az elektron ellentétes töltésű antirészecskéjét. A kibocsátott pozitron rövid távolságra (általában kevesebb, mint 1 mm, de az izotóptól függ) halad a szövetben, amely idő alatt elveszíti a kinetikus energiát, amíg lassul egy olyan pontig, ahol kölcsönhatásba léphet egy elektronnal. A találkozás megsemmisíti mind az elektront, mind a pozitront, pár annihilációs (gamma) fotont hoz létre, amelyek megközelítőleg ellentétes irányban mozognak. Ezeket akkor észlelik, amikor elérik a szcintillátort a letapogató eszközben, fényszakadást hozva létre, amelyet fotomultiplikátor csövek vagy szilícium-lavina fotodiódák (Si APD) detektálnak. A technika a körülbelül ellentétes irányban mozgó fotonpár egyidejű vagy egybeeső észlelésétől függ (a tömegközéppontjukban pontosan ellentétesek lennének, de a szkennernek ezt nem lehet tudni, ezért beépített enyhe irány-hibatűréssel rendelkezik). Azok a fotonok, amelyek nem időbeli “párokban” érkeznek (azaz néhány nanoszekundumos időzítési ablakon belül), figyelmen kívül maradnak.

a pozitron megsemmisülés eseményének lokalizációja

az elektron–pozitron megsemmisülések legjelentősebb hányada azt eredményezi, hogy két 511 keV gamma fotont bocsátanak ki közel 180 fokban egymáshoz; ezért lehetséges a forrásuk lokalizálása a véletlen egyenes mentén (más néven Válaszvonal vagy LOR). A gyakorlatban a LOR szélessége nem nulla, mivel a kibocsátott fotonok nincsenek pontosan 180 fokban egymástól. Ha a detektorok felbontási ideje kevesebb, mint 500 pikoszekundum, nem pedig körülbelül 10 nanoszekundum, akkor az eseményt egy akkord szegmensére lehet lokalizálni, amelynek hosszát a detektor időzítési felbontása határozza meg. Az időzítési felbontás javulásával a kép jel-zaj aránya (SNR) javul, kevesebb eseményre van szükség az azonos képminőség eléréséhez. Ez a technológia még nem gyakori, de néhány új rendszeren elérhető.

Image reconstructionEdit

a PET szkenner által gyűjtött nyers adatok a megsemmisítő fotonok közel egyidejű (jellemzően 6-12 nanoszekundumos) detektorpár általi észlelését reprezentáló ‘véletlen események’ listája. Minden véletlen esemény egy vonalat képvisel a térben, amely összeköti azt a két detektort, amelyek mentén a pozitron-emisszió történt (azaz a Válaszvonal (LOR)).

az analitikai technikákat, hasonlóan a komputertomográfia (CT) és az egyfoton emissziós komputertomográfia (SPECT) adatainak rekonstrukciójához, gyakran használják, bár a PET-ben gyűjtött adatkészlet sokkal rosszabb, mint a CT, így a rekonstrukciós technikák nehezebbek. A véletlen események vetítési képekbe csoportosíthatók, úgynevezett sinogramok. A sinogramok az egyes nézetek és dőlésszögek szerint vannak rendezve (3D-s képek esetén). A sinogram képek hasonlóak a számítógépes tomográfia (CT) szkennerek által rögzített vetületekhez, és hasonló módon rekonstruálhatók. Az így kapott adatok statisztikája sokkal rosszabb, mint az átviteli tomográfia révén kapott adatok. Egy normál PET adatkészlet több millió számot tartalmaz az egész akvizícióra vonatkozóan, míg a CT elérheti a néhány milliárd számot. Ez hozzájárul ahhoz, hogy a PET-képek “zajosabbak” legyenek, mint a CT. A PET két fő zajforrása a szórás (detektált fotonpár, amelyek közül legalább az egyiket a látómezőben lévő anyaggal való kölcsönhatás eltérítette eredeti útjától, ami azt eredményezte, hogy a pár helytelen LOR-hoz lett rendelve) és véletlenszerű események (két különböző megsemmisítési eseményből származó fotonok, de helytelenül véletlen párként rögzítették, mert a megfelelő detektorokhoz való megérkezésük egy véletlen időzítési ablakon belül történt).

a gyakorlatban az adatok jelentős előfeldolgozására van szükség—a véletlen egybeesések korrekciójára, a szétszórt fotonok becslésére és kivonására, a detektor holtidejének korrekciójára (a foton észlelése után a detektornak újra “lehűlnie” kell) és a detektor érzékenységének korrekciójára (mind a detektor inherens érzékenységére, mind az érzékenységnek a beesési szög miatt bekövetkező változásaira).

szűrt hátsó vetületet (FBP) gyakran használtak a vetületek képeinek rekonstruálására. Ennek az algoritmusnak az az előnye, hogy egyszerű, miközben alacsony a számítási erőforrások igénye. Hátránya, hogy a nyers adatokban a lövés zaja kiemelkedő a rekonstruált képeken, és a nagy nyomjelző felvételű területek általában csíkokat képeznek a képen. Ezenkívül az FBP determinisztikusan kezeli az adatokat—nem veszi figyelembe a pet-adatokkal kapcsolatos inherens véletlenszerűséget, így megköveteli a fent leírt összes rekonstrukció előtti korrekciót.

statisztikai, valószínűség – alapú megközelítések:Statisztikai, valószínűség-alapú iteratív elvárás-maximalizáló algoritmusok, mint például a Shepp-Vardi algoritmusmost a rekonstrukció előnyben részesített módszere. Ezek az algoritmusok statisztikai elvek alapján kiszámítják a mért adatokhoz vezető megsemmisítési események valószínű eloszlásának becslését. Előnye a jobb zajprofil és az FBP-vel közös csíkokkal szembeni ellenállás, de hátránya a magasabb számítógépes erőforrás-igény. A statisztikai képrekonstrukciós technikák további előnye, hogy az analitikai rekonstrukciós algoritmus használatakor előre korrigálni kívánt fizikai hatások, például szétszórt fotonok, véletlen egybeesések, csillapítás és detektor holtidő, beépíthetők a rekonstrukció során használt valószínűségi modellbe, lehetővé téve a további zajcsökkentést. Kimutatták, hogy az iteratív rekonstrukció javítja a rekonstruált képek felbontását is, mivel a szkennerfizika kifinomultabb modelljei beépíthetők a valószínűségi modellbe, mint az analitikai rekonstrukciós módszerek, lehetővé téve a radioaktivitás eloszlásának jobb számszerűsítését.

kutatások kimutatták, hogy a Bayes-féle módszerek, amelyek Poisson valószínűségi függvényt és megfelelő előzetes valószínűséget tartalmaznak (pl., simító prior, amely a teljes variáció szabályozásához vezet, vagy a Laplacian Eloszlás, amely a következőhöz vezet: 6 {\displaystyle \ ell _ {1}} – alapú szabályozás hullámban vagy más tartományban), például keresztül Ulf Grenander ‘s Szitabecslő vagy keresztül Bayes büntetési módszerek vagy keresztül I. J. Good’ s érdesség módszer kiváló teljesítményt nyújthat az elvárás-Maximalizálás-alapú módszereknél, amelyek Poisson valószínűségi függvényt tartalmaznak, de nem tartalmaznak ilyen priort.

Csillapításkorrekció: a kvantitatív PET képalkotáshoz csillapításkorrekció szükséges. Ezekben a rendszerekben a csillapítás korrekciója egy 68ge forgó rúdforrást használó átviteli letapogatáson alapul.

az átviteli szkennelés közvetlenül méri a csillapítási értékeket 511keV-on. Csillapítás akkor következik be, amikor a test belsejében lévő radiotracer által kibocsátott fotonokat a detektor és a foton emissziója közötti közbenső szövet elnyeli. Mivel a különböző Lor – oknak különböző vastagságú szöveteken kell áthaladniuk, a fotonok differenciáltan gyengülnek. Az eredmény az, hogy a test mélyén lévő struktúrákat úgy rekonstruálják, hogy hamisan alacsony nyomjelző felvételük van. A modern Szkennerek képesek megbecsülni a csillapítást integrált röntgen CT berendezéssel, a korábbi berendezések helyett, amelyek a CT nyers formáját kínálták gamma-sugár (pozitron kibocsátó) forrás és a PET detektorok.

míg a csillapítással korrigált képek általában hűségesebb ábrázolások, a korrekciós folyamat maga is érzékeny a jelentős tárgyakra. Ennek eredményeként mind a korrigált, mind a korrigálatlan képeket mindig rekonstruálják és együtt olvassák.

2D / 3D rekonstrukció: A korai PET Szkennerek csak egyetlen detektorgyűrűvel rendelkeztek, ezért az adatok megszerzése és az azt követő rekonstrukció egyetlen keresztirányú síkra korlátozódott. A modernebb Szkennerek ma már több gyűrűt tartalmaznak, amelyek lényegében detektorok hengerét képezik.

két megközelítés létezik az adatok rekonstruálására egy ilyen szkennerből: 1) kezelje az egyes gyűrűket külön entitásként, hogy csak a gyűrűn belüli egybeeséseket észlelje, az egyes gyűrűk képét ezután külön-külön rekonstruálhatja (2D rekonstrukció), vagy 2) engedje meg a véletlenek észlelését a gyűrűk között, valamint a gyűrűkön belül, majd rekonstruálja a teljes kötetet együtt (3D).

a 3D-s technikák érzékenyebbek (mivel több véletlen egybeesést észlelnek és használnak), és ezért kevesebb zajt okoznak, de érzékenyebbek a szórás és a véletlen egybeesések hatásaira, és ennek megfelelően nagyobb számítógépes erőforrásokat igényelnek. A nanoszekundum alatti időzítési felbontású detektorok megjelenése jobb véletlenszerű véletlen elutasítást eredményez, ezáltal előnyben részesítve a 3D-s képrekonstrukciót.

repülési idő (Tof) PET: a nagyobb időfelbontású (nagyjából 3 nanoszekundumos) modern rendszereknél a “repülési idő” nevű technikát használják az általános teljesítmény javítására. A Time-of-flight PET nagyon gyors gammasugár-detektorokat és adatfeldolgozó rendszert használ, amely pontosabban meg tudja határozni a két foton észlelése közötti időbeli különbséget. Bár technikailag lehetetlen pontosan (jelenleg 10 cm-en belül) lokalizálni a megsemmisítési esemény kiindulópontját, így a kép rekonstrukciójára továbbra is szükség van, a TOF technika figyelemre méltó javulást eredményez a képminőségben, különösen a jel-zaj arány.

kombinációja PET CT vagy MRIEdit

a PET-vizsgálatokat egyre inkább a CT vagy a mágneses rezonancia képalkotó (MRI) vizsgálatok mellett olvassák, a kombinációval (az úgynevezett “társregisztrációval”) mind anatómiai, mind metabolikus információkat adnak (azaz mi a szerkezet, és mit csinál biokémiailag). Mivel a PET képalkotás az anatómiai képalkotással, például a CT-vel kombinálva a leghasznosabb, a modern PET Szkennerek már kaphatók integrált csúcskategóriás többdetektor-soros CT-szkennerekkel (úgynevezett “PET-CT”). Mivel a két vizsgálat azonnali sorrendben elvégezhető ugyanazon munkamenet során, a beteg nem változtatja meg a pozíciót a kétféle vizsgálat között, a két képkészlet pontosabban regisztrálva van, így a pet képalkotás rendellenességeinek területei jobban korrelálhatnak a CT képek anatómiájával. Ez nagyon hasznos a nagyobb anatómiai variációjú mozgó szervek vagy struktúrák részletes nézeteinek bemutatásában, ami az agyon kívül gyakoribb.

a J ons Idegtudományi és biofizikai Intézetben a világ legnagyobb PET-MRI készüléke 2009 áprilisában kezdte meg működését: egy 9,4 tesla-os mágneses rezonancia tomográf (MRT) és egy pozitron emissziós tomográf (PET). Jelenleg csak a fej és az agy képes leképezni ezeket a magas mágneses térerősségeket.

az agyi képalkotáshoz a CT, MRI és PET vizsgálatok regisztrálása integrált PET-CT vagy PET-MRI szkenner nélkül is elvégezhető az N-localizer néven ismert eszköz használatával.

Korlátozásokszerkesztés

a sugárzási dózis minimalizálása a rövid élettartamú radionuklidok alkalmazásának vonzó tulajdonsága. Diagnosztikai technikaként kialakult szerepe mellett a PET egyre bővülő szerepet játszik a terápiára adott válasz felmérésében, különösen a rákterápiában, ahol a betegség előrehaladásával kapcsolatos ismeretek hiánya miatt a beteg kockázata sokkal nagyobb, mint a teszt sugárzása. Mivel a nyomjelzők radioaktívak, az idősek és a terhesek nem tudják használni a sugárzás okozta kockázatok miatt.

a PET széles körű alkalmazásának korlátai a rövid élettartamú radionuklidok PET-szkenneléshez történő előállításához szükséges ciklotronok magas költségeiből, valamint a radioizotóp-előkészítést követően a radiofarmakonok előállításához speciálisan kialakított, helyszíni kémiai szintéziskészülék szükségességéből fakadnak. A pozitront kibocsátó radioizotópot tartalmazó szerves radiotracer molekulákat nem lehet először szintetizálni, majd a bennük előállított radioizotópot, mert a radioizotóp előkészítésére szolgáló ciklotronnal történő bombázás elpusztítja az összes szerves hordozót. Ehelyett először az izotópot kell elkészíteni, majd utána a kémia bármely szerves radiotracer (például FDG) előkészítéséhez nagyon gyorsan, az izotóp bomlása előtti rövid idő alatt. Kevés Kórház és egyetem képes fenntartani az ilyen rendszereket, és a legtöbb klinikai PET-t harmadik fél radiotracerek szállítói támogatják, amelyek egyszerre több webhelyet is elláthatnak. Ez a korlátozás a klinikai PET-et elsősorban a fluor-18-cal jelölt nyomjelzők használatára korlátozza, amelyek felezési ideje 110 perc, és használat előtt ésszerű távolságra szállítható, vagy a rubídium-82-re (rubídium-82-kloridként használják), amelynek felezési ideje 1,27 perc, amelyet hordozható generátorban hoznak létre és myocardialis perfúziós vizsgálatokhoz használnak. Mindazonáltal az elmúlt években néhány helyszíni ciklotron integrált árnyékolással és” forró laboratóriumokkal ” (automatizált kémiai laboratóriumok, amelyek képesek radioizotópokkal dolgozni) elkezdték kísérni a PET egységeket a távoli kórházakba. A kis helyszíni ciklotron jelenléte a jövőben bővülni fog, mivel a ciklotronok zsugorodnak, válaszul a távoli PET-gépekbe történő izotópszállítás magas költségeire. Az elmúlt években a PET-vizsgálatok hiánya enyhült az Egyesült Államokban, mivel a radioizotópok ellátására szolgáló radiofarmáciák elterjedése évente 30% – kal nőtt.

mivel a fluor-18 felezési ideje körülbelül két óra, az ezt a radionuklidot hordozó radiofarmakon elkészített dózisa a munkanap folyamán többszörös bomlási felezési időn megy keresztül. Ez szükségessé teszi a fennmaradó dózis gyakori újrakalibrálását (a térfogategységre jutó aktivitás meghatározása) és a beteg ütemezésének gondos tervezését.