Positronemissionstomografi

radionuklider och radiotracersEdit

radionuklider som används vid PET-skanning är vanligtvis isotoper med korta halveringstider såsom kol-11 (~20 min), kväve-13 (~10 min), syre-15 (~2 min), fluor-18 (~110 min), gallium-68 (~67 min), zirkonium-89 (~78,41 timmar) eller rubidium-82(~1,27 min). Dessa radionuklider införlivas antingen i föreningar som normalt används av kroppen, såsom glukos (eller glukosanaloger), vatten eller ammoniak, eller i molekyler som binder till receptorer eller andra ställen för läkemedelsverkan. Sådana märkta föreningar är kända som radiotracers. PET-teknik kan användas för att spåra den biologiska vägen för vilken förening som helst hos levande människor (och många andra arter också), förutsatt att den kan radiomärkas med en PET-isotop. Således är de specifika processer som kan undersökas med PET praktiskt taget obegränsade, och radiotracers för nya målmolekyler och processer fortsätter att syntetiseras; när detta skrivs finns det redan dussintals i klinisk användning och hundratals tillämpas i forskning. År 2020 är den överlägset mest använda radiotracer i klinisk PET-skanning 18F-FDG, FDG en analog glukos som är märkt med fluor-18. Denna radiotracer används i huvudsak alla skanningar för onkologi och de flesta skanningar i neurologi och utgör därmed den stora majoriteten av radiotracer (>95%) som används vid PET-och PET-CT-skanning.

på grund av de korta halveringstiderna för de flesta positronemitterande radioisotoper har radiotracerarna traditionellt producerats med hjälp av en cyklotron i närheten av PET-avbildningsanläggningen. Halveringstiden för fluor-18 är tillräckligt lång för att radiotracers märkta med fluor-18 kan tillverkas kommersiellt på platser utanför anläggningen och skickas till bildcentraler. Nyligen har rubidium – 82-generatorer blivit kommersiellt tillgängliga. Dessa innehåller strontium-82, som sönderfaller genom elektroninfångning för att producera positronemitterande rubidium-82.

Immuno-PETEdit

isotopen 89Zr har applicerats på spårning och kvantifiering av molekylära antikroppar med positronemissionstomografi (PET) kameror (en metod som kallas ”immuno-PET”). Metoden använder ett succinylerat derivat av desferrioxamin B (N-sucDf) som ett bifunktionellt kelat,

Emissionredigera

för att utföra skanningen injiceras en kortlivad radioaktiv spårämne isotop i det levande ämnet (vanligtvis i blodcirkulationen). Varje spåratom har kemiskt införlivats i en biologiskt aktiv molekyl. Det finns en väntetid medan den aktiva molekylen koncentreras i vävnader av intresse; sedan placeras ämnet i bildskannern. Den molekyl som oftast används för detta ändamål är F-18 märkt fluorodeoxyglukos (FDG), ett socker, för vilket väntetiden vanligtvis är en timme. Under skanningen görs en registrering av vävnadskoncentration när spåraren sönderfaller.

när radioisotopen genomgår positronemissionsförfall (även känt som positivt beta-sönderfall) avger den en positron, en antipartikel av elektronen med motsatt laddning. Den utsända positronen färdas i vävnad för ett kort avstånd (vanligtvis mindre än 1 mm, men beroende av isotopen), under vilken tid den förlorar kinetisk energi tills den retarderar till en punkt där den kan interagera med en elektron. Mötet förintar både elektron och positron och producerar ett par annihilation (gamma) fotoner som rör sig i ungefär motsatta riktningar. Dessa detekteras när de når en scintillator i skanningsanordningen, vilket skapar en bristning av ljus som detekteras av fotomultiplikatorrör eller kiselskredfotodioder (Si APD). Tekniken beror på samtidig eller sammanfallande detektering av paret av fotoner som rör sig i ungefär motsatta riktningar (de skulle vara exakt motsatta i deras massram, men skannern har inget sätt att veta detta och har också en inbyggd liten riktningsfeltolerans). Fotoner som inte anländer i temporala ” par ” (dvs. inom ett tidsfönster på några nanosekunder) ignoreras.

lokalisering av positron annihilation eventEdit

den mest signifikanta fraktionen av elektron–positron annihilations resulterar i att två 511 keV gammafotoner emitteras vid nästan 180 grader till varandra; därför är det möjligt att lokalisera deras källa längs en rak linje av tillfällighet (även kallad responslinjen eller LOR). I praktiken har LOR en icke-nollbredd eftersom de emitterade fotonerna inte är exakt 180 grader från varandra. Om detektorns upplösningstid är mindre än 500 pikosekunder snarare än cirka 10 nanosekunder är det möjligt att lokalisera händelsen till ett segment av ett ackord, vars längd bestäms av detektorns tidsupplösning. När tidsupplösningen förbättras förbättras signal-brusförhållandet (SNR) för bilden, vilket kräver färre händelser för att uppnå samma bildkvalitet. Denna teknik är ännu inte vanlig, men den är tillgänglig på vissa nya system.

Image reconstructionEdit

de rådata som samlas in av en PET-skanner är en lista över ’tillfällighetshändelser’ som representerar nästan samtidig upptäckt (vanligtvis inom ett fönster på 6 till 12 nanosekunder av varandra) av annihilationsfotoner av ett par detektorer. Varje tillfällighetshändelse representerar en linje i rymden som förbinder de två detektorerna längs vilka positronemissionen inträffade (dvs responslinjen (LOR)).

analytiska tekniker, ungefär som rekonstruktion av datortomografi (CT) och data med enfotonemission datortomografi (SPECT), används ofta, även om datamängden som samlas in i PET är mycket sämre än CT, så rekonstruktionstekniker är svårare. Tillfällighetshändelser kan grupperas i projektionsbilder, kallade sinogram. Sinogrammen sorteras efter vinkeln för varje vy och lutning (för 3D-bilder). Sinogrambilderna är analoga med projektionerna som fångats av datortomografi (CT) skannrar och kan rekonstrueras på liknande sätt. Statistiken över erhållna data är mycket sämre än de som erhållits genom transmissionstomografi. En normal PET – datamängd har miljoner räkningar för hela förvärvet, medan CT kan nå några miljarder räkningar. Detta bidrar till att PET-bilder visas” bullrigare ” än CT. Två stora bullerkällor i PET är scatter (ett detekterat par fotoner, varav minst en avböjdes från sin ursprungliga väg genom interaktion med materia i synfältet, vilket ledde till att paret tilldelades en felaktig LOR) och slumpmässiga händelser (fotoner som härrör från två olika förintelsehändelser men felaktigt registrerade som ett tillfällighetspar eftersom deras ankomst till deras respektive detektorer inträffade inom ett tillfällighetsfönster).

i praktiken krävs avsevärd förbehandling av data-korrigering för slumpmässiga sammanfall, uppskattning och subtraktion av spridda fotoner, detektor dödtidskorrigering (efter detektering av en foton måste detektorn ”svalna” igen) och detektorkänslighetskorrigering (för både inneboende detektorkänslighet och förändringar i känslighet på grund av infallsvinkel).

filtrerad bakprojektion (FBP) har ofta använts för att rekonstruera bilder från projektionerna. Denna algoritm har fördelen av att vara enkel samtidigt som den har ett lågt krav på datorresurser. Nackdelar är att skottbrus i rådata är framträdande i de rekonstruerade bilderna, och områden med högt spårupptag tenderar att bilda streck över bilden. FBP behandlar också data deterministiskt – det tar inte hänsyn till den inneboende slumpmässigheten i samband med PET-data, vilket kräver alla korrigeringar före rekonstruktion som beskrivs ovan.

statistiska, sannolikhetsbaserade metoder:Statistiska, sannolikhetsbaserade iterativa förväntningsmaximeringsalgoritmer som Shepp – Vardi-algoritmenär nu den föredragna metoden för rekonstruktion. Dessa algoritmer beräknar en uppskattning av den troliga fördelningen av förintelsehändelser som ledde till uppmätta data, baserat på statistiska principer. Fördelen är en bättre ljudprofil och motstånd mot streak artefakter gemensamma med FBP, men nackdelen är högre krav datorresurs. En ytterligare fördel med statistiska bildrekonstruktionstekniker är att de fysiska effekterna som skulle behöva förkorrigeras för när man använder en analytisk rekonstruktionsalgoritm, såsom spridda fotoner, slumpmässiga sammanfall, dämpning och detektor dödtid, kan införlivas i sannolikhetsmodellen som används i rekonstruktionen, vilket möjliggör ytterligare brusreducering. Iterativ rekonstruktion har också visat sig resultera i förbättringar i upplösningen av de rekonstruerade bilderna, eftersom mer sofistikerade modeller av skannerfysiken kan införlivas i sannolikhetsmodellen än de som används av analytiska rekonstruktionsmetoder, vilket möjliggör förbättrad kvantifiering av radioaktivitetsfördelningen.

forskning har visat att Bayesianska metoder som involverar en Poisson-sannolikhetsfunktion och en lämplig tidigare Sannolikhet (t. ex., en utjämning före leder till total variation regularisering eller en Laplacian fördelning som leder till 2 {\displaystyle \ell _{1}} -baserad regularisering i en wavelet eller annan domän), såsom Via Ulf Grenander ’s Sieve estimator eller via Bayes straffmetoder eller via I. J. Good’ s roughness metod kan ge överlägsen prestanda till förväntan-maximering-baserade metoder som involverar en Poisson-sannolikhetsfunktion men involverar inte en sådan prior.

Dämpningskorrigering: kvantitativ PET-Avbildning kräver dämpningskorrigering. I dessa system dämpning korrigering är baserad på en transmission scan med 68ge roterande stav källa.

Transmissionsskanningar mäter direkt dämpningsvärden vid 511keV. Dämpning uppstår när fotoner som emitteras av radiotracer inuti kroppen absorberas genom att ingripa vävnad mellan detektorn och fotonens utsläpp. Eftersom olika LORs måste korsa olika tjocklekar av vävnad, dämpas fotonerna differentiellt. Resultatet är att strukturer djupt i kroppen rekonstrueras som falskt lågt spårupptag. Samtida skannrar kan uppskatta dämpning med integrerad röntgen-CT-utrustning, i stället för tidigare utrustning som erbjöd en rå form av CT med hjälp av en gammastråle (positronemitterande) källa och PET-detektorerna.

medan dämpningskorrigerade bilder i allmänhet är mer trogna representationer, är korrigeringsprocessen själv mottaglig för betydande artefakter. Som ett resultat rekonstrueras och läses alltid både korrigerade och okorrigerade bilder tillsammans.

2D/3D rekonstruktion: Tidiga PET-skannrar hade bara en enda ring av detektorer, varför förvärvet av data och efterföljande rekonstruktion begränsades till ett enda tvärgående plan. Mer moderna skannrar innehåller nu flera ringar, som i huvudsak bildar en cylinder av detektorer.

det finns två sätt att rekonstruera data från en sådan skanner: 1) behandla varje ring som en separat enhet, så att endast sammanfall i en ring detekteras, kan bilden från varje ring sedan rekonstrueras individuellt (2D-rekonstruktion) eller 2) tillåta sammanfall att detekteras mellan ringar såväl som inom ringar och rekonstruera sedan hela volymen tillsammans (3D).

3D-tekniker har bättre känslighet (eftersom fler sammanfall upptäcks och används) och därför mindre brus, men är mer känsliga för effekterna av scatter och slumpmässiga sammanfall, samt kräver motsvarande större datorresurser. Tillkomsten av sub-nanosekund tidsupplösningsdetektorer ger bättre slumpmässig sammanfallsavstötning, vilket gynnar 3D-bildrekonstruktion.

Time-of-flight (TOF) PET: för moderna system med högre tidsupplösning (ungefär 3 nanosekunder) används en teknik som kallas ”time-of-flight” för att förbättra den totala prestandan. Time-of-flight PET använder sig av mycket snabba gammastrålningsdetektorer och databehandlingssystem som mer exakt kan bestämma skillnaden i tid mellan detekteringen av de två fotonerna. Även om det är tekniskt omöjligt att lokalisera ursprungspunkten för annihilationshändelsen exakt (för närvarande inom 10 cm), så behövs fortfarande bildrekonstruktion, TOF-tekniken ger en anmärkningsvärd förbättring av bildkvaliteten, särskilt signal-brusförhållande.

kombination av PET med CT eller MRIEdit

PET-skanningar läses alltmer tillsammans med CT eller magnetisk resonansavbildning (MRI), med kombinationen (kallad ”samregistrering”) som ger både anatomisk och metabolisk information (dvs vad strukturen är och vad den gör biokemiskt). Eftersom PET-avbildning är mest användbar i kombination med anatomisk avbildning, såsom CT, är moderna PET-skannrar nu tillgängliga med integrerade avancerade multi-detektor-rad CT-skannrar (så kallad ”PET-CT”). Eftersom de två skanningarna kan utföras i omedelbar sekvens under samma session, där patienten inte ändrar position mellan de två typerna av skanningar, registreras de två uppsättningarna av bilder mer exakt, så att områden med abnormitet på PET-avbildningen kan korreleras mer perfekt med anatomi på CT-bilderna. Detta är mycket användbart för att visa detaljerade vyer av rörliga organ eller strukturer med högre anatomisk variation, vilket är vanligare utanför hjärnan.

vid J. I. A. O.-Institutet för neurovetenskap och biofysik började världens största PET-MR-enhet fungera i April 2009: en 9,4-tesla magnetisk resonanstomografi (MRT) kombinerad med en positronemissionstomografi (PET). För närvarande kan endast huvudet och hjärnan avbildas vid dessa höga magnetfältstyrkor.

för hjärnavbildning kan registrering av CT -, MR-och PET-skanningar utföras utan behov av en integrerad PET-CT-eller PET-MR-skanner med hjälp av en enhet som kallas N-lokaliseraren.

Begränsningarredigera

minimering av strålningsdos till ämnet är ett attraktivt inslag i användningen av kortlivade radionuklider. Förutom sin etablerade roll som diagnostisk teknik har PET en expanderande roll som en metod för att bedöma svaret på terapi, särskilt cancerterapi, där risken för patienten från brist på kunskap om sjukdomsframsteg är mycket större än risken från teststrålningen. Eftersom spårämnena är radioaktiva kan äldre och gravida inte använda det på grund av risker med strålning.

begränsningar av den utbredda användningen av PET beror på de höga kostnaderna för cyklotroner som behövs för att producera de kortlivade radionukliderna för PET-skanning och behovet av speciellt anpassad kemisk syntesapparat på plats för att producera radiofarmaceutiska läkemedel efter radioisotopberedning. Organiska radiotracermolekyler som innehåller en positronemitterande radioisotop kan inte syntetiseras först och sedan kan radioisotopen framställas inom dem, eftersom bombardemang med en cyklotron för att förbereda radioisotopen förstör någon organisk bärare för den. Istället måste isotopen beredas först, sedan efteråt, kemin för att förbereda någon organisk radiotracer (såsom FDG) åstadkoms mycket snabbt, på kort tid innan isotopen sönderfaller. Få sjukhus och universitet kan upprätthålla sådana system, och de flesta kliniska PET stöds av tredjepartsleverantörer av radiotracers som kan leverera många webbplatser samtidigt. Denna begränsning begränsar klinisk PET främst till användning av spårämnen märkta med fluor-18, som har en halveringstid på 110 minuter och kan transporteras ett rimligt avstånd före användning, eller till rubidium-82 (används som rubidium-82-klorid) med en halveringstid på 1,27 minuter, som skapas i en bärbar generator och används för myokardiell perfusionsstudier. Under de senaste åren har dock några cyklotroner på plats med integrerad avskärmning och ”heta laboratorier” (automatiserade kemilaboratorier som kan arbeta med radioisotoper) börjat följa med PET-enheter till avlägsna sjukhus. Närvaron av den lilla cyklotronen på plats lovar att expandera i framtiden när cyklotronerna krymper som svar på de höga kostnaderna för isotoptransport till avlägsna PET-maskiner. Under de senaste åren har bristen på PET-skanningar lindrats i USA, eftersom utbyggnaden av radiofarmacier för att leverera radioisotoper har ökat 30%/år.

eftersom halveringstiden för fluor-18 är cirka två timmar, kommer den beredda dosen av ett radiofarmaceutiskt bär denna radionuklid att genomgå flera halveringstider för förfall under arbetsdagen. Detta kräver frekvent omkalibrering av den återstående dosen (bestämning av aktivitet per volymenhet) och noggrann planering med avseende på patientplanering.