Positronemisjonstomografi

Radionuklider og radiotracersrediger

Radionuklider som brukes I PET-skanning er vanligvis isotoper med korte halveringstider som karbon-11 (~20 min), nitrogen-13 (~10 min), oksygen-15 (~2 min), fluor-18 (~110 min), gallium-68 (~67 min), zirkonium-89 (~78,41 timer) eller rubidium-82 (~1,27 min). Disse radionuklidene inkorporeres enten i forbindelser som normalt brukes av kroppen som glukose (eller glukoseanaloger), vann eller ammoniakk, eller i molekyler som binder seg til reseptorer eller andre steder av legemiddelvirkning. Slike merkede forbindelser er kjent som radiotracere. PET-teknologi kan brukes til å spore den biologiske banen til enhver forbindelse i levende mennesker (og mange andre arter også), forutsatt at den kan radiomerkes med EN pet-isotop. Dermed er de spesifikke prosessene SOM kan undersøkes MED PET, nesten ubegrensede, og radiotracere for nye målmolekyler og prosesser fortsetter å bli syntetisert; i skrivende stund er det allerede dusinvis i klinisk bruk og hundrevis brukt i forskning. I 2020 er DEN desidert mest brukte radiotraceren I klinisk PET-skanning 18F-FDG, FDG en analog glukose som er merket med fluor-18. Denne radiotraceren brukes i hovedsak alle skanninger for onkologi og de fleste skanninger i nevrologi, og utgjør dermed det store flertallet av radiotracer (> 95%) som brukes I PET-OG PET-CT-skanning.

på grunn av den korte halveringstiden til de fleste positronemitterende radioisotoper, har radiotracerne tradisjonelt blitt produsert ved hjelp av en syklotron i nærheten AV PET imaging facility. Halveringstiden til fluor-18 er lang nok til at radiotracere merket med fluor-18 kan produseres kommersielt på eksterne steder og sendes til bildesentre. Nylig har rubidium – 82 generatorer blitt kommersielt tilgjengelige. Disse inneholder strontium-82, som henfaller ved elektronfangst for å produsere positronemitterende rubidium-82.

Immuno-PETEdit

isotopen 89Zr har blitt brukt til sporing og kvantifisering av molekylære antistoffer med POSITRONEMISJONSTOMOGRAFI (PET) kameraer (en metode som kalles «immuno-PET»). Metoden bruker et succinylert derivat av desferrioksamin B (N-sucDf) som et bifunksjonelt chelat,

Emisjonrediger

for å utføre skanningen injiseres en kortvarig radioaktiv sporisotop i levende individ (vanligvis i blodsirkulasjon). Hvert sporstoffatom har blitt kjemisk inkorporert i et biologisk aktivt molekyl. Det er en ventetid mens det aktive molekylet blir konsentrert i vev av interesse; deretter plasseres emnet i bildeskanneren. Molekylet som oftest brukes til dette formålet Er f-18 merket fluorodeoksyglukose (FDG), et sukker, hvor ventetiden vanligvis er en time. Under skanningen, en registrering av vev konsentrasjon er laget som tracer henfall.

da radioisotopen gjennomgår positronutslippsforfall (også kjent som positiv beta-forfall), avgir den en positron, en antipartikkel av elektronen med motsatt ladning. Den utstrålede positronen beveger seg i vev i kort avstand (vanligvis mindre enn 1 mm, men avhengig av isotopen), i løpet av hvilken tid det mister kinetisk energi, til den avtar til et punkt der det kan samhandle med et elektron. Møtet utsletter både elektron og positron, og produserer et par annihilation (gamma) fotoner som beveger seg i omtrent motsatt retning. Disse oppdages når de når en scintillator i skanneenheten, noe som skaper en utbrudd av lys som oppdages av fotomultiplikatorrør eller silisiumskred fotodioder (Si APD). Teknikken avhenger av samtidig eller sammenfallende deteksjon av fotonene som beveger seg i omtrent motsatt retning (de ville være nøyaktig motsatt i deres massesenter, men skanneren har ingen måte å vite dette, og har også en innebygd liten retning-feiltoleranse). Fotoner som ikke kommer i tidsmessige » par » (dvs.innenfor et tidsvindu på noen få nanosekunder) ignoreres.

lokalisering av positronutslettelse hendelsenrediger

den mest signifikante fraksjonen av elektron–positronutslettelse resulterer i at to 511 kev-gammafotoner sendes ut på nesten 180 grader til hverandre; derfor er det mulig å lokalisere kilden langs en rett linje av tilfeldighet (også kalt responslinjen eller LOR). I praksis har LOR en ikke-null bredde da de utstrålede fotonene ikke er nøyaktig 180 grader fra hverandre. Hvis detektorens oppløsningstid er mindre enn 500 pikosekunder i stedet for ca. 10 nanosekunder, er det mulig å lokalisere hendelsen til et segment av en akkord, hvis lengde bestemmes av detektorens timingoppløsning. Etter hvert som timingoppløsningen forbedres, vil signal-til-støy-forholdet (SNR) i bildet bli bedre, noe som krever færre hendelser for å oppnå samme bildekvalitet. Denne teknologien er ennå ikke vanlig, men den er tilgjengelig på noen nye systemer.

Image reconstructionEdit

rådataene som samles inn av EN PET-skanner er en liste over ’tilfeldighetshendelser’ som representerer nær samtidig deteksjon (vanligvis innenfor et vindu på 6 til 12 nanosekunder av hverandre) av annihilasjonsfotoner av et par detektorer. Hver tilfeldighetshendelse representerer en linje i rommet som forbinder de to detektorer langs hvilken positronutslippet oppstod (dvs.responslinjen (LOR)).

Analytiske teknikker, mye som rekonstruksjon av computertomografi (CT) og single-photon emission computertomografi (SPECT) data, blir ofte brukt, selv om datasettet samlet INN I PET er mye dårligere ENN CT, så rekonstruksjon teknikker er vanskeligere. Tilfeldighetshendelser kan grupperes i projeksjonsbilder, kalt sinogrammer. De sinograms er sortert etter vinkelen på hver visning og tilt (FOR 3D-bilder). Sinogrambildene er analoge med projeksjonene fanget av computertomografi (CT) skannere, og kan rekonstrueres på lignende måte. Statistikken over data som er oppnådd, er mye verre enn de som er oppnådd gjennom overføringstomografi. Et normalt PET – datasett har millioner av teller for hele oppkjøpet, MENS CT kan nå noen få milliarder teller. DETTE bidrar TIL PET-bilder som vises «noisier» ENN CT. To hovedkilder til støy I PET er scatter (et oppdaget par fotoner, hvorav minst en ble avbøyet fra sin opprinnelige bane ved samspill med materie i synsfeltet, noe som førte til at paret ble tildelt en feil LOR) og tilfeldige hendelser (fotoner som stammer fra to forskjellige utslettshendelser, men feilaktig registrert som et tilfeldighetspar fordi deres ankomst til deres respektive detektorer skjedde innenfor et tilfeldighetstidsvindu).

i praksis er det nødvendig med betydelig forbehandling av dataene—korreksjon for tilfeldige tilfeldigheter, estimering og subtraksjon av spredte fotoner, detektordødtidskorreksjon (etter deteksjon av en foton må detektoren «kjøle seg ned» igjen) og detektorfølsomhetskorreksjon (for både iboende detektorfølsomhet og endringer i følsomhet på grunn av innfallsvinkel).

Filtrert tilbakeprojeksjon (Fbp) har ofte blitt brukt til å rekonstruere bilder fra projeksjonene. Denne algoritmen har fordelen av å være enkel mens du har et lavt krav til databehandlingsressurser. Ulempene er at skuddstøy i rådataene er fremtredende i de rekonstruerte bildene, og områder med høyt sporopptak har en tendens til å danne striper over bildet. FBP behandler også dataene deterministisk—det tar ikke hensyn til den iboende tilfeldigheten forbundet MED PET-data, og krever dermed alle pre-rekonstruksjon korreksjoner beskrevet ovenfor.

Statistiske, sannsynlighetsbaserte tilnærminger:Statistiske, sannsynlighetsbaserte iterative forventningsmaksimeringsalgoritmer som Shepp-Vardi-algoritmen er nå den foretrukne rekonstruksjonsmetoden. Disse algoritmene beregner et estimat av den sannsynlige fordelingen av utslettelseshendelser som førte til de målte dataene, basert på statistiske prinsipper. Fordelen er en bedre stoyprofil og motstand mot streakartefakter som er felles MED FBP, men ulempen er hoyere dataressursbehov. En ytterligere fordel med statistiske bilde rekonstruksjon teknikker er at de fysiske effektene som må være pre-korrigert for ved bruk av en analytisk rekonstruksjon algoritme, slik som spredte fotoner, tilfeldige tilfeldigheter, demping og detektor dead-time, kan innlemmes i sannsynligheten modellen som brukes i gjenoppbyggingen, slik at for ytterligere støyreduksjon. Iterativ rekonstruksjon har også vist seg å resultere i forbedringer i oppløsningen av de rekonstruerte bildene, siden mer sofistikerte modeller av skannerfysikken kan innlemmes i sannsynlighetsmodellen enn de som brukes av analytiske rekonstruksjonsmetoder, noe som muliggjør forbedret kvantifisering av radioaktivitetsfordelingen.

Forskning har vist At Bayesianske metoder som involverer En Poisson-sannsynlighetsfunksjon og en passende tidligere sannsynlighet (f. eks., en utjevning av prior som fører til total variasjonsregularisering eller En Laplacian distribusjon som fører til ℓ 1 {\displaystyle \ ell _{1}} -basert regularisering i et wavelet eller et annet domene), for eksempel Via Ulf Grenander ‘ S Sieve estimator eller Via Bayes penalty methods eller Via Ij Goods ruhetsmetode kan gi overlegen ytelse til forventningsmaksimeringsbaserte metoder som involverer En Poisson-sannsynlighetsfunksjon, men involverer ikke en slik prior.

Dempningskorreksjon: Kvantitativ PET-Avbildning krever dempingskorreksjon. I disse systemene demping korreksjon er basert på en overføring scan med 68ge roterende stang kilde.

overføringsskanninger måler dempningsverdier direkte ved 511keV. Demping oppstår når fotoner utgitt av radiotracer inne i kroppen absorberes ved å gripe inn vev mellom detektoren og utslipp av fotonet. Som forskjellige Lorer må krysse forskjellige tykkelser av vev, blir fotonene dempet differensielt. Resultatet er at strukturer dypt i kroppen rekonstrueres som å ha feilaktig lavt sporopptak. Moderne skannere kan estimere demping ved hjelp av integrert RØNTGEN CT-utstyr, i stedet for tidligere utstyr som tilbød en rå FORM FOR CT ved hjelp av en gammastråle (positronemitterende) kilde og PET-detektorer.

mens dempningskorrigerte bilder generelt er mer trofaste representasjoner, er korrigeringsprosessen i seg selv utsatt for betydelige gjenstander. Som et resultat blir både korrigerte og ukorrigerte bilder alltid rekonstruert og lest sammen.

2d / 3d rekonstruksjon: Tidlige PET-skannere hadde bare en enkelt ring av detektorer, derfor var oppkjøpet av data og påfølgende rekonstruksjon begrenset til et enkelt tverrplan. Mer moderne skannere inkluderer nå flere ringer, som i hovedsak danner en sylinder av detektorer.

det er to tilnærminger for å rekonstruere data fra en slik skanner: 1) behandle hver ring som en separat enhet, slik at bare tilfeldigheter i en ring oppdages, bildet fra hver ring kan deretter rekonstrueres individuelt (2d rekonstruksjon), eller 2) tillate tilfeldigheter å bli oppdaget mellom ringer og i ringer, og rekonstruere hele volumet sammen (3D).

3d-teknikker har bedre følsomhet (fordi flere tilfeldigheter oppdages og brukes) og derfor mindre støy, men er mer følsomme for effektene av scatter og tilfeldige tilfeldigheter, samt krever tilsvarende større dataressurser. Ankomsten av sub-nanosekund timing oppløsning detektorer gir bedre tilfeldig tilfeldighet avvisning, og dermed favoriserer 3d-bilde rekonstruksjon.

TIME-of-flight (TOF) PET: for moderne systemer med høyere tidsoppløsning (omtrent 3 nanosekunder) brukes en teknikk kalt «time-of-flight» for å forbedre den generelle ytelsen. Time-of-flight PET gjør bruk av svært raske gamma-ray detektorer og databehandling system som kan mer presist bestemme forskjellen i tid mellom påvisning av de to fotoner. Selv om det er teknisk umulig å lokalisere utgangspunktet for utslettelseshendelsen nøyaktig (for tiden innen 10 cm), er det fortsatt behov for bildekonstruksjon, GIR TOF-teknikken en bemerkelsesverdig forbedring i bildekvaliteten, spesielt signal-til-støyforhold.

Kombinasjon AV PET med CT Eller MRIEDIT

PET-skanninger blir i økende grad lest sammen MED CT-eller magnetic resonance imaging (MRI) – skanninger, med kombinasjonen (kalt «samregistrering») som gir både anatomisk og metabolsk informasjon (dvs.hva strukturen er, og hva den gjør biokjemisk). FORDI PET-bildebehandling er mest nyttig i kombinasjon med anatomisk bildebehandling, for EKSEMPEL CT, er moderne PET-skannere nå tilgjengelige med integrerte high-end MULTI-detector-row CT-skannere (såkalt «PET-CT»). Fordi de to skanninger kan utføres i umiddelbar rekkefølge under samme økt, med pasienten ikke endre posisjon mellom de to typer skanninger, de to sett med bilder er mer presist registrert, slik at områder av abnormitet PÅ PET imaging kan være mer perfekt korrelert med anatomi PÅ CT-bilder. Dette er veldig nyttig for å vise detaljerte syn på bevegelige organer eller strukturer med høyere anatomisk variasjon, noe som er mer vanlig utenfor hjernen.

ved Jü Institutt For Nevrovitenskap og Biofysikk begynte verdens største PET-MR-enhet i April 2009: en 9,4-tesla magnetisk resonans tomografi (MRT) kombinert med en positronutslippstomografi (PET). For tiden kan bare hodet og hjernen avbildes ved disse høye magnetfeltstyrkene.

for hjerneavbildning kan registrering AV CT -, MR – og PET-skanninger utføres uten behov for en integrert PET-CT-eller PET-MR-skanner ved hjelp av en enhet kjent som N-localizer.

Begrensningerrediger

minimering av stråledose til emnet er et attraktivt trekk ved bruk av kortvarige radionuklider. FORUTEN sin etablerte rolle som diagnostisk teknikk, HAR PET en voksende rolle som en metode for å vurdere responsen på terapi, spesielt kreftbehandling, hvor risikoen for pasienten fra mangel på kunnskap om sykdomsprogresjon er mye større enn risikoen fra teststrålingen. Siden sporstoffene er radioaktive, kan eldre og gravide ikke bruke det på grunn av risiko som følge av stråling.

Begrensninger for den utbredte bruken av PET skyldes de høye kostnadene for syklotroner som trengs for å produsere de kortvarige radionuklidene for PET-skanning og behovet for spesialtilpasset kjemisk synteseapparat på stedet for å produsere radiofarmaka etter radioisotoppreparering. Organiske radiotracermolekyler som vil inneholde en positronemitterende radioisotop, kan ikke syntetiseres først og deretter radioisotopen forberedt i dem, fordi bombardement med en syklotron for å forberede radioisotopen ødelegger enhver organisk bærer for den. I stedet må isotopen fremstilles først, deretter etterpå, kjemien for å forberede enhver organisk radiotracer (som FDG) oppnådd veldig raskt, på kort tid før isotopen henfaller. Få sykehus og universiteter er i stand til å opprettholde slike systemer, og de fleste kliniske PET støttes av tredjepartsleverandører av radiotracere som kan levere mange steder samtidig. Denne begrensningen begrenser klinisk PET primært til bruk av sporstoffer merket med fluor-18, som har en halveringstid på 110 minutter og kan transporteres en rimelig avstand før bruk, eller til rubidium-82 (brukt som rubidium-82 klorid) med en halveringstid på 1,27 minutter, som opprettes i en bærbar generator og brukes til myokardperfusjonsstudier. Likevel har noen få syklotroner på stedet med integrert skjerming og «hot labs» (automatiserte kjemilaboratorier som kan jobbe med radioisotoper) de siste årene begynt å følge KJÆLEDYRSENHETER til eksterne sykehus. Tilstedeværelsen av den lille syklotronen på stedet lover å ekspandere i fremtiden når syklotronene krymper som svar på de høye kostnadene ved isotoptransport til eksterne PET-maskiner. I de senere årene har mangelen PÅ PET-skanninger blitt lindret i USA, da utrulling av radiofarmatier for å levere radioisotoper har vokst 30% / år.

fordi halveringstiden til fluor-18 er omtrent to timer, vil den tilberedte dosen av et radiofarmaka som bærer dette radionuklidet gjennomgå flere halveringstider for forfall i løpet av arbeidsdagen. Dette krever hyppig rekalibrering av gjenværende dose (bestemmelse av aktivitet per volumenhet) og nøye planlegging med hensyn til pasientplanlegging.