Lyshastighet=30 cm per milliardels sekund

Transkript

1 Teknisk grunnlag for PET/CT Fysiske prinsipper, teknologi, bildedannelse og molekylær avbildning Forelesning ved universitetskurset: Radiologiske modaliteter fysikk, teknologi, biologi og strålehygiene August 2009 Arne Skretting Medisinsk fysiker Oslo Universitetssykehus HF Positronemittere og annihilasjonsstråling Positronemittere er radioaktive isotoper hvor radioaktiviteten tar form av utsendelse av et positivt elektron (positron). Dette er like stort og har den samme - men positive elektriske ladning som et vanlig elektron. Når et positron frigjøres fra et radioaktivt stoff inne i kroppen, vil det først miste energi ved utallige små sammenstøt med molekylene rundt for deretter å smelte sammen med et vanlig elektron. Når dette skjer forsvinner (annihilerer) hele massen av disse to partiklene og det sendes ut to fotoner i praktisk talt stikk motsatte retninger i rommet. Hvert av disse fotonene bærer med seg en (elektromagnetisk) energipakke som svarer til partikkelmassen (511 kev). Kfr Einsteins E=mc 2. De to fotonene kalles annihilasjonsfotoner. Positronemisjonstomografi (PET) er basert på samtidig deteksjon av disse to fotonene på hver sin side av kroppen. Tenker man seg en liten vevsklump som har tatt opp en radioaktiv forbindelse som inneholder en positronemitter, vil bildet kunne være som vist i figur 1 Disse strålene kan registreres utenfor kroppen Lyshastighet=30 cm per milliardels sekund Figur 1: Parvise utsendelser av annihilasjons-fotoener 1

2 Produksjon av radioaktive kjerner /positronemittere) for PET Produksjon av positronemittere foregår stort sett ved at man lar ladede kjernepartikler med meget stor hastighet (høy energi) kollidere med stabile atomkjerner. Dette foregår i syklotroner hvor man kan akselerere hydrogenkjerner, tungtvannskjerner og heliumkjerner (alfapartiler) opp til meget høye energi for å få dem til å kollidere med de stabile kjernene i et bestrålingskammer (target) som sitter inne i partikkelstrålen der denne kommer ut fra syklotronen. De hyppigst brukte positronemitterne er 11 C, 13 N 15 O, 18 F, 64 Cu og 124 I. Tallet foran det kjemiske symbolet angir totalt antall kjernepartikler (protoner pluss nøytroner) i atomkjernen. De fleste av disse har meget korte halveringstider og må derfor benyttes nær opp til det stedet hvor de produseres. Dette gjelder spesielt for karbon-isotopen 11 C (halveringstid 20 min) og for de to positronemitterende isotopene av nitrogen (halveringstid 10 min) og oksygen (halveringstid 2 min). nøytron proton Tungt oksygen (vann) Figur 2: Eksempel på aktivering. Her bombarderes den stabile oksygen-isotopen 18 O med protoner som treffer aktiverings-kammeret med meget høy energi (meget høy hastighet). I kammeret befinner det seg vann som er prosessert slik at det i hovedsak inneholder oksygenisotopen 18 O (H 2 18 O). Dette er et eksempel på en (p,n)-reaksjon hvor et proton setter seg i kjernen og et nøytron sendes ut. Resultatet er en kjerne med økt atomnummer (antall protoner): 18 F. Radiokjemi En egen spesialitet, radiokjemi, har vokst fram for å kunne håndtere de radioaktive kjernene og bygge dem inn i biomolekyler eller andre forbindelser som kan brukes i diagnostikk og/eller til forskning. Når en radiokjemisk metode er utviklet og omhyggelig validert, bygges det gjerne opp automatiske syntesemoduler (black boxes) hvor man mater de radioaktive kjernene og utgangsstofffer for syntesen inn i den ene enden og henter ut det ferdige produktet i den andre. Den forbindelsen som brukes hyppigst i klinisk PET er 18F-Fluorodeoksyglukose som er en druesukker-analog. Den radioaktive kjernen 18 F har en halveringstid på 109 minutter. 2

3 Detektor-ringer for PET For å kunne detektere annihilasjonsfotonene, benyttes scintillasjonskrystaller med særdeles høyt midlere atomnummer, noe som gjør sannsynligheten for absorpsjon meget høy. Lyset fra scintillasjonene fanges opp av og forsterkes av fotomultiplikatorrør som omvandler lysblinket til en strømpuls. Kombinasjonen av fotomultiplikatorrør og krystaller utgjør til sammen en rekke parallelle detektorringer hvor hver krystall har (i kliniske skannere) en inngangsflate på ca 4 x 4 millimeter. I de skannerne som finnes i Oslo er det 39 slike ringer med en radius på 70 cm. Fotonene beveger seg med lysets hastighet som er 30 cm per nanosekund. For å være sikker på at man virkelig registrer to fotoner som kom fra samme kilde må ankomsten til to detektorer registreres med en nøyaktighet av størrelsesorden 2 nanosekunder. Dette støter på praktiske vansker og det såkalte koinsidensvinduet er i våre skannere 4.2 nanosekunder. To fotoner som registreres med en tidsdifferanse på maksimum 4.2 nanosekunder vil altså bli oppfattet som en koinsidens, og det betyr samtidig at ugangpunkter (positronemisjonen (egtl. annihilasjonen) antas å ligge langs en rett linje mellom de to detektorene). Registrert strålebane Positronet ble sendt ut et sted langs denne linjen Figur 3: Til venstre: Prinsippskisse av detektorprinsippet for PET. Man registrerer samtidige treff (koinsidenser) på to detektorer på hver side av pasienten, og antar at positronemisjonen skjedde et eller annet sted langs linjen mellom de to detektorene som registrerte treff. Til høyre: Prinsipp-skisse som viser hvordan de enkelte krystallene er montert som ringer rundt pasienten, og samtidig hører til i detektor-blokker hvor hver blokk har 4 fotomultiplikatorer tilkoplet. Kombinasjonen av signaler til disse 4 fotomultiplikatorene gir informasjon om hvilken individuell krystall som ble truffet av et foton. Bilderekonstruksjon Under et PET-opptak registreres det millionvis av koinsidenser fra et ca 16 cm bredt felt av kroppen, Ved helkropps-skan må man derfor forskyve pasienten i lengderetningen og dele opp innlagringen i flere (opptil 9) slike felt. Mens datainnlagringen foregår, gjør man en systematisk ordning (rebinning, bin = binge) av de registrerte fotonparene avhengig av hvilke to detektorer som ble truffet d v s avhengig av hvilken retning de to fotonene hadde i rommet. I hver slik binge teller man opp det antall fotoner som samtidig har truffet to bestemte detektorer. Til sammen (for alle mulige kombinasjoner av detektorpar) utgjør disse registreringene et datasett som kalles et 3

4 sinogram. Med utgangpunkt i et sinogram kan man rekonstruere fordelingen av positronemisjoner inne i kroppen på omtrent samme måte som man rekonstruerer CT-bilder. Oppløsningsevne I de rekonstruerte bildene vil bildet av en distinkt kilde (en punktkilde) flyte utover (intensitetsdiffusjon) slik at man i bildet måler en halvverdibredde på 5-8 millimetre avhengig av hvilke parametre man velger for bilderekonstruksjonen. Man skal altså merke seg at endogtil en kilde med utstrekning på langt under 0.1 millimetre vil synes dersom antall emisjoner er høyt nok. Men i bildet flyter altså denne intensiteten utover. Kombinerte PET/CT-skannere Moderne PET-scannere for klinisk bruk inneholder alltid en CT-skanner montert om samme lengdeakse. Denne har to hensikter: å bruke CT-skannerens detaljerte anatomiske informasjon til å fortelle hvor en struktur i PET-bildet hører hjemme, og til å gjøre attenuasjonskorreksjon. CTscanner PETscanner Figu 4: Øverst prinsippskise av kombinert PET/CT-skanner. Nederst en praktisk utforming av en kombinert PET/CTscanner Attenuasjonskorreksjon fra CT-bilder Ved PET-registrering vil det alltid være fotoner som absorberes eller spredes i vevene før de når fram til detektorene. Begge fotonene må nå fram, og dette betyr at man må forholde seg til 4

5 et tap av fotoner som skjer langs hele linjen mellom to detektorer. Statistisk sett kan man korrigere for dette tapet dersom man kjenner den samlede attenuasjonsevnen til vevene som ligger langs denne linjen. Dette betyr at man må kjenne verdien av den lineære attenuasjonskoeffi-sienten i alle deler av kroppen som undersøkes. Disse attenuasjonskoeffisientene kan man regne seg fram til direkte fra CT-bildenes HU-tall. Det er deretter mulig å korrigere sinogrammene (se ovenfor) for tap av fotoner og så rekonstruere. PET-målinger er derfor kvantitative i den forstand at man kan måle meget nøye mengden av radioaktivitet og dermed av biolmolekyler i et hvert punkt (voksel) inne i kroppen. Sensitiviteten er slik at man kan måle kjemiske mengder i området piko- til femto-mol. Bildevisningsteknikker Visning av PET-bilder skjer gjerne i en overlagringmodus hvor man har muligheter for å vise CT-bilder i gråskala og PET informasjon i en fargeskala. Man har også verktøy for å navigere seg rundt fra punkt til punkt i volumet og øyeblikkelig få opp de aksiale, sagittale og coronale plan som går gjennom det aktuelle punktet. Figur 5: Eksempel på visningsteknikk for PET/CT. Fra venstre mot høyre: CT, PET og PET+CT. 5

6 Eksempler på forskningsmessige anvendelser Klinisk PET er ikke bare FDG-PET, Det finnes en mengde beskrevne synteser av en rekke biolmolekyuler som kan merkes med en positronemitter og benyttes i PET. Et interessant nytt molykyl er det såkalte Pittsburg compound B som tas opp i amyleoid plakk og derfor kan brukes til å kartlegge utbredelsen av Alzheimers sykdom. En mengde av hjernens reseptorsystemer er kartlagt ved hjelp av PET. Figur 6: Bilder fra en studie hvor man har brukt en 11 C-merket forbindelse som tas opp i amyloid plakk (kopiert fra internet) Det utvikles og beskrives et stadig økende antall biomolekyler som er merket med en positron-emitter, og disse spiller en stor rolle i forskning som retter seg mot å forstå bedre en rekke prosesser i kroppen til mennesker og dyr. Spesielle dyre-pet/ct gir en romlig oppløsningsevne på litt over 1 millimeter og brukes hyppig for translasjonsforskning. 6