Positron Emission Tomography with Fluorodeoxyglucose (FDG PET) Pozitronová emisní tomografie s fluorodeoxyglukózou (FDG PET)

Transkript

1

2 Positron Emission Tomography with Fluorodeoxyglucose (FDG PET) Pozitronová emisní tomografie s fluorodeoxyglukózou (FDG PET) Atlas of examples of clinical use Atlas příkladů klinického využití MUDr. Otakar Bûlohlávek, CSc. MUDr. Monika JarÛ ková MUDr. Katefiina imonová MUDr. Iva Kantorová Oddûlení nukleární medicíny PET centrum Nemocnice Na Homolce, Praha Department of Nuclear Medicine PET Centre Na Homolce Hospital, Prague Czech Republic

3 Title / Název: Atlas of Positron Emission Tomography Atlas pozitronové emisní tomografie Authors /Autoři: MUDr. Otakar Bělohlávek, CSc. (otakar.belohlavek@homolka.cz) MUDr. Monika Jarůšková (monika.jaruskova@homolka.cz) MUDr. Kateřina Šimonová (katerina.simonova@homolka.cz) MUDr. Iva Kantorová (iva.kantorova@homolka.cz) Production / Produkce: RNDr. Marek Moša, Ph.D. (mosa@lacomed.cz) Previewer / Recenzent: MUDr. Eva Helmichová, CSc. Publisher / Vydavatel: Lacomed spol. s r.o. Registration / Registrace: Agentura Pankrác spol. s r.o. Graphic design / Grafické zpracování: Petit Design spol. s r.o. Print / Tisk: Petit Press spol. s r.o. Number of copy / Počet výtisků: 1000 Copyright 2003 Lacomed spol. s r.o. First edition / První vydání: Praha / Prague 2003 ISBN All rights reserved. No reproduction, copy or transmission of this publication may be made without written permission. Všechna práva vyhrazena. Rozmnožování, kopírování a překládání této publikace je možné jen s písemným souhlasem držitele práv. 3

4 Pfiedmluva Pozitronová emisní tomografie (PET) na začátku nového století představuje nejdynamičtěji se rozvíjející diagnostickou zobrazovací modalitu v celosvětovém kontextu klinické medicíny. Vývoj se přirozeně nevyhnul ani České republice, kde je v pražské Nemocnici Na Homolce od roku 1999 v provozu první PET centrum. Za 3,5 roku jeho činnosti nabyli pracovníci zkušenost s více než PET vyšetřeními. Díky těsné spolupráci s řadou renomovaných pracovišť odesílajících pacienty k PET vyšetření získali autoři zpětnou vazbu cennou zkušenost, která umožňuje kriticky posoudit možnosti a přínos nové metody. Předkládaná kniha představuje završení průkopnické práce zaměstnanců Nemocnice Na Homolce při zavádění PET do české klinické praxe. Shrnuje období, kdy byl v ČR k dispozici jediný specializovaný PET skener. Kniha byla vydána díky finanční podpoře firmy Lacomed s.r.o. jako čtvrté volné pokračování edice atlasů nukleární medicíny. Autoři se pokusili na předurčeném prostoru oslovit širší lékařskou veřejnost s cílem přiblížit a osvětlit běžné pojmy PET a demonstrovat možnosti metody. V úvodní části jsou uvedeny základní historické údaje o PET, stručně jsou vysvětleny principy PET, farmakokinetika FDG a použité parametry vyšetření. Těžiště knihy představuje atlas příkladů klinického využití FDG PET. Autoři si nekladli za cíl postihnout všechny smysluplné indikace ani hlouběji rozebírat všeobecně dostupné literární prameny. Záměrem je prezentování obvyklých i méně běžných případů z každodenní klinické praxe, tak aby si čtenář mohl vytvořit představu o možnostech FDG PET a o průřezu činnosti PET centra v Nemocnici Na Homolce. Veškerá data byla získána v rutinním provozu, tj. nikoliv za speciálních podmínek, jak bývá běžné u výzkumných studií ve většině center. Otakar Bělohlávek Foreword As this new century begins, Positron Emission Tomography (PET) has become the most dynamically developing diagnostic imaging modality for clinical medicine globally. This development has of course not bypassed the Czech Republic, where the first PET centre entered service in the Na Homolce Hospital in During its three-and-a-half years of operation, the centre s personnel have gained in experience by conducting in excess of 6,000 PET examinations. Thanks to the centre s close cooperation with a number of renowned medical facilities that have referred patients to them for PET examinations, the authors have managed to accumulate a mass of detailed feedback, which has proved invaluable in allowing them to assess both the benefits and scope of the new method. This book provides a summary of the pioneering work involved in introducing PET into Czech clinical practice, an era during which only one dedicated PET scanner existed in the whole of the Czech Republic. The publication of this book has been made possible through the support provided by Lacomed s.r.o., and is the fourth in the series of atlases of nuclear medicine. The authors have attempted to address a broader medical community within space available to them, with the objective of unveiling and explaining common PET terminology while at the same time demonstrating the method s potential. The first part of this work summarises the basic PET historical data and briefly explains the principles of PET, FDG pharmaco-kinetics and the test parameters used. The second part covers examples of clinical applications of PET FDG. The authors did not aspire to cover all the relevant indications, nor did they analyse in-depth those literary sources that are generally and readily available. The primary aim of the book is to present common as well as less common cases arising in everyday clinical practice, and to enable the reader to gain some idea of the potential of FDG PET, as well as of a section of the Na Homolce Hospital PET Centre s activities. All the data have been gathered from routine clinical operations, not under special conditions, as is often the case with research studies conducted by many of this type of centre. Otakar Bělohlávek 4

5 Obsah/Contents Stránka/Page 1 HISTORICKÉ POZNÁMKY / A BRIEF HISTORY SNÍMACÍ TECHNIKA / SCANNING TECHNIQUES RADIOFARMAKA / RADIO-PHARMACEUTICALS KLINICKÉ VYUŽITÍ / CLINICAL APPLICATIONS SITUACE V ČESKÉ REPUBLICE / THE SITUATION IN THE CZECH REPUBLIC POUŽITÉ PRAMENY / REFERENCES 9 2 FYZIKÁLNÍ ASPEKTY PET / PHYSICAL ASPECTS OF PET β + ROZPAD / β + DECAY PRINCIP DETEKCE / THE DETECTION PRINCIPLE RUŠIVÉ JEVY / DISTURBING PHENOMENA Absorpce / Attenuation Rozptyl / Scatter Náhodné koincidence / Random coincidences D A 3D REŽIM SNÍMÁNÍ / 2D AND 3D SCANNING MODES CELOTĚLOVÉ SNÍMÁNÍ / WHOLE BODY SCANNING ZPRACOVÁNÍ DAT / DATA PROCESSING Rekonstrukce řezů / Slice reconstruction Vizualizace dat / Data visualisation Kvantifikace dat / Data quantification Registrace objemů, analýza voxel po voxelu a fúze obrazů / Registration of volumes, voxel-by-voxel analysis and image fusion 15 3 FARMAKOKINETIKA FDG / PHARMACO-KINETICS OF FDG 16 4 POUÎITÉ PARAMETRY VY ET ENÍ / TEST PARAMETERS 17 5 FYZIOLOGICKÉ ZOBRAZENÍ / NORMAL PATTERN OF FDG UPTAKE 18 6 P ÍKLADY KLINICKÉHO VYUÎITÍ / EXAMPLES OF CLINICAL USE NÁDORY MOZKU / BRAIN TUMOURS Mozková metastáza recidiva / Brain metastasis recurrence Glioblastom recidiva / Glioblastoma recurrence NÁDORY HLAVY A KRKU / TUMOURS OF THE HEAD AND NECK Karcinom kořene jazyka lokalizace a staging / Cancer of the root of the tongue localisation and staging Karcinom nosní dutiny restaging / Cancer of the nasal cavity restaging PLICNÍ ONEMOCNĚNÍ / LUNG DISEASES Solitární plicní léze diferenciální diagnostika / Solitary pulmonary nodule differential diagnostics Plicní karcinom staging / Lung cancer staging Plicní karcinom efekt léčby / Lung cancer results of therapy Plicní karcinom recidiva / Lung cancer recurrence Sarkoidóza / Sarcoidosis Jiná plicní onemocnění / Other lung diseases NÁDORY ZAŽÍVACÍHO TRAKTU / GASTROINTESTINAL TUMOURS Karcinom jícnu staging / Oesophageal cancer staging Karcinom jícnu restaging / Oesophageal cancer restaging Karcinom pankreatu diferenciální diagnostika / Cancer of the pancreas differential diagnostics Kolorektální karcinom staging / Colorectal cancer staging Kolorektální karcinom recidiva / Colorectal cancer recurrence Hepatocelulární karcinom staging / Hepatocellular carcinoma staging Stromální nádory (GIST) restaging / Stromal tumours (GIST) restaging UROGENITÁLNÍ NÁDORY / UROGENITAL TUMOURS Karcinom ledviny staging / Renal cancer staging Adenokarcinom ledviny restaging / Renal adenocarcinoma restaging Nefroblastom recidiva / Nephroblastoma recurrence Karcinom prostaty diagnostika a staging / Prostate cancer diagnostics and staging 39 5

6 6.5.5 Embryonální karcinom staging a efekt léčby / Embryonic carcinoma staging and effect of therapy Seminom restaging a efekt léčby / Seminoma restaging and effect of therapy Teratokarcinom recidiva / Teratocarcinoma recurrence Ovariální karcinom recidiva / Ovarian cancer recurrence Karcinom děložního hrdla restaging / Carcinoma of the cervix uteri restaging KARCINOM PRSU / BREAST CANCER Karcinom prsu restaging a efekt léčby / Breast cancer restaging and the effect of therapy Karcinom prsu recidiva / Breast cancer recurrence ENDOKRINNÍ TUMORY / ENDOCRINE TUMOURS Karcinom štítné žlázy recidiva / Thyroid cancer recurrence Karcinoid restaging / Carcinoid restaging MELANOBLASTOM / MELANOBLASTOMA Melanoblastom staging / Melanoblastoma staging Melanoblastom recidiva / Melanoblastoma recurrence SARKOM / SARCOMA Neurofibrosarkom charakterizace ložiska a staging / Neurofibrosarcoma lesion characterisation and staging Leiomyosarkom restaging / Leiomyosarcoma restaging Rabdomyosarkom efekt léčby / Rabdomyosarcoma effect of treatment LYMFOM / LYMPHOMA Non-Hodgkinský lymfom staging a efekt léčby / Non-Hodgkin s lymphoma staging and the effects of therapy Hodgkinova choroba staging a efekt léčby / Hodgkin disease staging and the effects of therapy Castlemanův nádor / Castleman s tumour NEZNÁMÝ PRIMÁRNÍ NÁDOR / UNKNOWN PRIMARY TUMOUR Lokalizace neznámého primárního nádoru / Localisation of an unknown primary tumour Duplicitní nádor / Tumour duplicity ZOBRAZENÍ ZÁNĚTU / IMAGING OF INFLAMMATION TBC kloubu / Tuberculosis of the joint Absces / Abscess LOKALIZACE EPILEPTOGENNÍ ZÓNY / LOCALISATION OF SEIZURE FOCUS Interiktální vyšetření / Interictal investigation Inter- a periiktální vyšetření / Inter- and peri-ictal investigation VIABILITA MYOKARDU / MYOCARDIAL VIABILITY Určení viability myokardu / Assessment of myocardial viability Technické obtíže při zobrazení myokardu / Technical problems in myocardial imaging 64 7 ONKOLOGICKÉ INDIKAâNÍ DESATERO / DECALOGUE OF ONCOLOGICAL INDICATIONS 65 PŘÍBALOVÁ INFORMACE / PACKAGE INFORMATION LEAFLET 66 6

7 1 Historické poznámky 1.1 Snímací technika Využití anihilačního záření pozitronových zářičů pro lékařské zobrazování bylo poprvé popsáno v roce Tehdy nezávisle na sobě Sweet et al. a Wrenn et al. vyvinuli první skener použitelný k zobrazení mozku. Obsahoval dvě protilehlé sondy na bázi jodidu sodného NaI(Tl). V roce 1962 spatřil světlo světa první vícedetektorový systém. Vhodně uspořádané koincidenčně zapojené detektory umožňovaly dvojrozměrné zobrazení, poloha ve třetím rozměru byla odhadována podle ostrosti zobrazení (1968). V následujících letech byl vyvinut první tomograf PC-I a byl popsán v roce 1972 Brownellem et al. Obsahoval dvě dvourozměrná rotující detekční pole. Ani tento přístroj ještě nebyl navržen na principech počítačové tomografie. V šedesátých letech byly postupně zdokonalovány počítačové rekonstrukční algoritmy (Kuhl, Edwards aj.) V roce 1970 Chesler využil filtrovanou zpětnou projekci pro výpočet emisních a transmisních tomogramů a pro vytvoření emisních tomogramů korigovaných na absorpci záření ve tkáních. V roce 1973 Michael E. Phelps sestavil první pozitronový počítačový tomograf s původním názvem PETT-I (Positron Emission Transaxial Tomography). O rok později spolu s Hoffmanem dokončili PET-III, který byl již vhodný pro humánní medicínu. Tomograf ztratil přídomek Transaxial, protože umožňoval rekonstrukci i dalších rovin. Měl 48 NaI(Tl) pohyblivých detektorů hexagonálně uspořádaných po osmi v jediné rovině. Pohyby detektorů i lůžka již řídil počítač. NaI(Tl) detektory, přes svoje nesporné výhody, mají nízkou absorpční schopnost pro anihilační záření s energií 511 kev. V roce 1975 byly poprvé popsány scintilační vlastnosti bismuth-germanátu (BGO). Jeho vysoká hustota jej předurčila pro použití v PET. Již v roce 1978 dva různé týmy sestrojily PET skener s využitím BGO krystalů. Přístroj nazvaný NeuroECAT se stal prvním komerčně dostupným BGO skenerem. Následně jich bylo vyrobeno kolem 600 kusů. Dosavadní koncepce detektorů, kdy ke každému krystalu byl připojen jeden fotonásobič s elektronikou, limitovala konstruktéry při dalším zvyšování prostorového rozlišení skenerů. V letech byl vyvinut koncept bloku detektorů. První vyráběné bloky sestávaly ze čtveřice fotonásobičů připojených k poli 32 krystalů. Velkou výhodou tohoto konceptu bylo snížení nákladů na výrobu detektorů. Prstenčitě uspořádané bloky BGO detektorů jsou dodnes jádrem specializovaných PET skenerů. Prstence bývají řazeny za sebou, čímž se v axiálním směru prodlužuje zorné pole a zvyšuje se citlivost systému. Dalším milníkem ve vývoji klasických PET skenerů je rok 2001, kdy byl poprvé instalován PET skener na bázi LSO krystalů (lutecium oxyorthosilikát). Od BGO se liší především výrazně kratší délkou scintilace, což umožňuje efektivně zpracovávat větší fotonové toky. Začátek století s sebou také přinesl spojení nejvýkonnějších PET a CT kamer do jediného přístroje, schopného zobrazovat funkční děje a anatomické detaily. Při hledání levnějších alternativ PET byla v roce 1990 uvedena na trh kamera specializovaná na PET s hexagonálně uspořádanými silnými velkoplošnými NaI(Tl) krystaly. Para- 1. A Brief History 1.1 Scanning techniques The use of annihilation radiation of positron emitters to enable medical imaging was first described as far back as At that time, and totally independently of each other, Sweet et al. and Wren et al. developed the first scanner that could be used to display images of the human brain. The equipment had two sodium iodide Nal(TI) based probes placed opposite each other. By 1962, the first multiple detector system was born, which, by the arrangement, and in coincidence operating of the instrument s detectors could enable two-dimensional imaging. Positions in the third dimension were estimated according to the sharpness of the image (1968). Subsequently, the first PC-I tomograph was developed, described in 1972 by Brownell et al. and comprising two rotating two-dimensional detection fields. However, the design of this instrument had still not incorporated the principles of computer tomography. In the nineteen-sixties, computer reconstruction algorithms were gradually being enhanced (Kuhl, Edwards and others). In 1970, Chesler made use of a filtered back projection to compute emission and transmission tomograms and to construct emission tomograms that were corrected for the attenuation of radiation by tissues. In 1973, Michael E. Phelps built the first computer-aided positron tomograph, originally called PETT-I (Positron Emission Transaxial Tomography). A year later he and Hoffman completed the PET-III, which was already suitable for use in human medicine. The new generation tomograph lost the attribute transaxial, because it allowed other planes to be reconstructed. It had 48 Nal(TI) moving detectors, hexagonally arranged, eight in each plane. The movements of both detectors and the bed were already computer-controlled. In spite of their unquestionable advantages, NaI(Tl) detectors have low absorption capabilities for annihilation radiation with energy levels of 511 kev. In 1975, the scintillation properties of bismuth-germanate (BGO) were described for the first time and its high density made it seem predestined to be used in PET. Back in 1978, two teams had already built a PET scanner using BGO crystals. The instrument, named the NeuroECAT, became the first commercially available BGO scanner and around 600 units were later produced. The contemporary concept of detectors, according to which each crystal had a photo-multiplier tube (PMT) with electronic circuits connected to it, imposed a limit on the designers, preventing them from further enhancing the spatial resolution of the scanners. Between 1984 and 1985, the concept of detector blocks was developed. These early blocks consisted of four PMT, connected to an array of 32 crystals. The major advantage of this concept lay in the reduction of detector manufacturing costs. Even today, the ring arrangement of BGO detector blocks remains the core of dedicated PET scanners. The rings are usually arranged in series, which lengthens the field of view in the axial direction and increases the system s sensitivity. Another milestone in the development of classic PET scanners was reached in 2001, when an LSO (lutetium oxy-ortho-silicate) crystalbased PET scanner was installed for the first time ever. It principally differs from BGO-based instruments in the significantly shorter duration of its scintillation, which allows larger photon flows to be processed efficiently. By the beginning of the new century the highest performance PET and CT scanners were being combined into a single instrument, capable of displaying images of functional processes and anatomic details. In the search for cheaper alternatives to PET, a special PET camera was introduced onto the market in 1990, with hexagonally arran- 7

8 metry zobrazení však zdaleka nedosahují klasických PET skenerů. V průběhu 90. let byl také koincidenční režim snímání aplikován na běžné vícedetektorové SPECT systémy. Proti konceptu hexagonálně uspořádaných krystalů jsou geometrické poměry podstatně méně příznivé, čemuž odpovídají i horší parametry zobrazení. Klinický přínos těchto hybridních SPECT/PET kamer je doposud sporný. 1.2 Radiofarmaka Pozitronová emisní tomografie je závislá stejnou měrou na snímací technice a na dostupnosti vhodných radiofarmak. Počátky PET se pojí s využíváním 68 Ga, 15 Omolekulárního kyslíku, 15 O oxidu uhelnatého, 15 O oxidu uhličitého, 15 O vody, 13 N amoniaku, 11 C glukózy a iontu 18 F. Tato radiofarmaka dodnes zůstávají pro výzkumné účely v repertoáru řady PET center. Podíl vyšetření prováděných s jejich pomocí je nyní již malý. Sokoloff et al. popsal v roce 1977 autoradiografické stanovení konzumpce glukózy v mozku krysy pomocí 14 C-deoxyglukózy. Později vznikl nápad označit deoxyglukózu pomocí pozitronového zářiče 18 F. Výslednou 2-deoxy-2-[ 18 F]-fluoro- D-glukózu poprvé popsal Ido et al. v roce Při své práci vyšel ze zkušeností Pacáka et al., kteří jako první v roce 1968 v Praze tuto molekulu syntetizovali tehdy ovšem ještě se stabilním 19 F. Pro molekulu se později vžil názvoslovně méně správný termín fluoro-deoxy-glukóza (FDG). Později se ukázalo, že vlastnosti FDG předurčují další rozvoj PET. Jen díky ní se koncem 90. let PET začala dostávat z ryze výzkumného pole do běžné klinické praxe. Na výroční schůzi Society of Nuclear Medicine v roce 1996 byla molekula FDG nominována na molekulu století. Pro další rozvoj PET bylo zapotřebí zjednodušit a zlevnit výrobu radiofarmak. V roce 1986 byl instalován první minicyklotron, v roce 1989 byl popsán první počítačově řízený automatický modul pro syntézu radiofarmak. Výroba radiofarmak tak mohla být zajištěna jen s minimem pracovníků. V devadesátých letech se začal také uplatňovat satelitní koncept, kdy na jedno PET centrum vybavené cyklotronem bylo navázáno více blízkých pracovišť vybavených jen skenery. 1.3 Klinické vyuïití První PET skenery umožňovaly axiálně zobrazit pouze velmi omezené zorné pole. Nejčastějším cílem výzkumných prací proto tehdy byl a dodnes zůstává mozek. V roce 1986 byly publikovány první práce popisující perfúzi ( 13 N-amoniak) a konzumpci glukózy ( 18 FDG) v myokardu. Od té doby se odvíjí velký zájem o studium viability myokardu pro klinické účely. Další zvětšení zorného pole a hlavně zvýšení výkonu výpočetní techniky umožnilo provádět celotělová PET vyšetření. Ukázalo se, že FDG dosahuje vysokého kontrastu ve zhoubných nádorech vůči krevnímu a tkáňovému pozadí. FDG PET se tak stala vysoce spolehlivou metodou onkologické diagnostiky. V důsledku toho v mnoha vyspělých zemích přistoupili k úhradě PET vyšetření z veřejných zdrojů. Tyto skutečnosti jsou nejpodstatnějším motorem rozvoje PET. Na výročním kongresu Evropské asociace nukleární medicíny 2002 bylo konstatováno, že PET je nejdynamičtěji se rozvíjející zobrazovací modalitou v medicíně vůbec. Onkologická vyšetření pomocí 8 ged, thick, large Nal(TI) crystals. However, its imaging parameters were far inferior to those of classic PET scanners. During the nineteen-nineties, the coincidence scanning mode was also applied to standard multiple-detector SPECT systems. Compared to the hexagonal arrangement concept, its geometric conditions are significantly less favourable, a fact which is reflected in its worse imaging parameters. The clinical benefits provided by these hybrid SPECT/PET cameras still remains a source of controversy. 1.2 Radio-pharmaceuticals Positron emission tomography depends to a large degree on the scanning technique and the availability of suitable radio-pharmaceuticals. The origins of PET were associated with the use of 68 Ga, 15 O molecular oxygen, 15 O carbon monoxide, 15 O carbon dioxide, 15 O water, 13 N ammoniac, 11 C glucose and 18 F ion and these radiopharmaceuticals have remained in the repertoire of many PET centres for research purposes to this day. However, their contribution in terms of numbers of performed clinical examinations remains relatively small. In 1977, Sokoloff et al. described a technique involving the auto-radiographic determination of the consumption of glucose in the brain of a rat, using 14 C-deoxyglucose. Later on, the idea of labelling deoxyglucose by means of an 18 F positron emitter was born. The resultant 2-deoxy-2-[ 18 F]-fluoro-D-glucose was for the first time described by Ido et al in He based his work on the experiences of Pacák et al., who first synthesised this molecule in 1968 in Prague but, of course, still used a stable 19 F. Later on, this molecule became known by the less correct name of fluoro-deoxy-glucose (FDG). Still later it was discovered that the properties of FDG were to destine it to play a vital role in the further development of PET. It was thanks to FDG that, in the late 1990s, PET started to move away from the field of pure research and into standard clinical practice. At the 1996 Annual Conference of the Society of Nuclear Medicine, the FDG molecule was nominated the Molecule of the Century. It was obvious that, if PET were to develop further, the production of radio-pharmaceuticals had to be simplified and its costs reduced. In 1986 the first mini-cyclotron was installed, and in 1989 the first computer-controlled automatic module for the synthesis of radiopharmaceuticals was described. This created the possibility of producing radio-pharmaceuticals with a reduced number of personnel. In the 1990s, the satellite concept started to be applied, where a single PET centre equipped with a cyclotron was linked to a number of nearby facilities equipped with scanners only. 1.3 Clinical applications The early PET scanners allowed only images with a limited axial field of view to be displayed. Therefore the most common object of contemporary research was and still remains today the brain. In 1986 the first works describing the perfusion ( 13 N-ammoniac) and consumption of glucose ( 18 FDG) in the myocardium were published. Ever since then, the interest in conducting studies on the viability of the myocardium for clinical purposes has been on the increase. Further enlargement of the field of view and, even more importantly, improvements in computer performance, allowed PET examinations of the whole body to be carried out. It was discovered that high levels of FDG are accumulated in malignant tumours, detectable against a blood and tissues background. Thus FDG PET has become a highly reliable method for use in oncological diagnostics. As a result, many developed countries started using public funds to reimburse PET examinations, a fact which has come to represent the single most significant driving force behind the development of PET. The

9 FDG jednoznačně převažují a jejich podíl lze velmi zhruba odhadovat na 90 % všech PET vyšetření. PET byla po velmi dlouhou dobu jen atraktivním výzkumným nástrojem. V databázi MEDLINE je evidováno pod klíčovým slovem Positron Emission Tomography na počátku roku 2003 přes prací. Přelom století přenesl těžiště PET do klinické praxe, kde na dlouhou dobu zůstane. 1.4 Situace v âeské republice Po dlouhá léta existovaly marné snahy mnohých pracovníků o instalaci PET v Československu a později v ČR. Nakonec dva projekty výraznou měrou přispěly k zavedení PET do klinické praxe. Prvním byl projekt Příprava výroby pozitronových radiofarmak značených 18 Fa 11 C pro pozitronovou emisní tomografii vývoj technologie, řešený od roku 1996 do r Ústavem jaderné fyziky Akademie věd ČR (ÚJF) za finanční podpory Interní grantové agentury Ministerstva zdravotnictví ČR. Konečným výstupem bylo zavedení hromadné výroby FDG a registrace tohoto preparátu 30. června V té době byla ovšem FDG využitelná pouze ke scintigrafii myokardu pomocí konvenční SPECT kamery nejednalo se tedy o PET. Druhý projekt byl založen na myšlence Ústavu jaderného výzkumu Řež a.s. (ÚJV) sdružit prostředky se zdravotnickým subjektem a s pomocí Mezinárodní agentury pro atomovou energii (IAEA) vybudovat kompletní PET centrum vybavené specializovaným PET skenerem. IAEA pojala tento projekt za modelový. To znamená, že zkušenosti zde nabyté by měly sloužit při zakládání PET center v dalších zemích na podobném stupni rozvoje jako byla ČR. Původní úmysl realizovat PET centrum v areálu Fakultní nemocnice Bulovka se v průběhu projekčních prací ukázal jako neschůdný. Vesměs z ekonomických důvodů jej odmítly i jiné pražské nemocnice. Nakonec se k jeho realizaci připojila pražská Nemocnice Na Homolce. Projekt byl završen 25. srpna 1999 prvním PET vyšetřením v historii ČR (s pomocí FDG dovážené z Řeže z ÚJF) a 15. října 2001 první dodávkou registrované FDG vyrobené ÚJV v prostorách PET centra. Téměř čtyři roky pracoval specializovaný PET skener v Nemocnici Na Homolce jako jediný v ČR. V roce 2003 byl na témže pracovišti instalován hybridní PET/CT systém poslední generace. Tím se otevřela nová etapa vývoje PET v ČR. Do budoucna lze očekávat instalace PET skenerů i na několika dalších pracovištích a rozšíření nabídky dostupných radiofarmak. 1.5 PouÏité prameny: Nutt R.: The History of Positron Emission Tomography. Molecular Imaging and Biology 4 (2002), No. 1, Brownell G. L.: A history of positron imaging. Presentation prepared in celebration of the 50th year of services by the author to the Massachusetts General Hospital on October 15th, Pacák J., Černý M.: History of the first synthesis of 2-Deoxy-2-Fluoro-D-Glucose the unlabeled forerunner of 2-Deoxy-2-[ 18 F]Fluoro-D-Glucose. Molecular Imaging and Biology 4 (2002), No. 5, Personální sdělení: Ing. František Melichar, DrSc. (ÚJF) Annual Congress EANM proclaimed PET to be the most dynamically developing imaging modality in the entire field of medicine. FDG oncological examinations are clearly in the majority and their share can be very roughly estimated as constituting 90% of all PET examinations. For a long time, PET was only used as an attractive research tool. At the beginning of 2003, the MEDLINE database registered more than 32,000 works under the keyword Positron Emission Tomography. The new century has shifted the PET focal point into clinical practice, where it is destined to remain over the long-term. 1.4 The Situation in the Czech Republic For many years a number of medical professionals fought in vain to have PET installed in Czechoslovakia and later in the Czech Republic. Eventually two projects contributed significantly towards the introduction of PET into clinical practice. The first of these projects was Preparation for the manufacture of positron radio-pharmaceuticals labelled by 18 F and 11 C for positron emission tomography development of the technology, conducted between 1996 and 1998 by the Nuclear Physics Institute of the Czech Academy of Sciences (NPI), with financial support provided by the Internal Grant Agency of the Czech Ministry of Health. The final outcome was the introduction of mass production of FDG and the registration of this product on 30th June Of course, at that time, FDG could still only be used for scintigraphy of the myocardium by means of a conventional SPECT camera i.e. it was not yet PET. The second project was based on the idea of Nuclear Research Institute plc. in Řež (NRI) to join forces and funds with a medical facility and, with an assistance of the International Agency for Atomic Energy (IAEA), to develop a complete PET centre equipped with a dedicated PET scanner. IAEA accepted it as a model project, which meant that the experience gained from this project was to be used when establishing PET centres in other countries with a similar level of development as the Czech Republic. The original idea of building a PET centre within the complex of the Bulovka Teaching Hospital turned out, during the course of the planning works, to be unfeasible. Other Prague hospitals too, declined the proposal, though mainly for financial reasons. Eventually the project was accepted by Na Homolce Hospital. On 25th August 1999, the first PET examination in the history of the Czech Republic was conducted (using FDG supplied by the NPI in Řež), and on 15th October 2001 the first delivery of FDG manufactured by NRI in the PET Centre was made. For nearly four years the dedicated PET scanner in the Na Homolce Hospital was the only one in the Czech Republic. Then, in 2003, a hybrid PET/CT state of the art system was installed in the same department. This has opened up a new era of PET development in the Czech Republic. We now anticipate the installation of PET scanners in other departments, as well as a broader availability of suitable radio-pharmaceuticals in the future. 1.5 References: Nutt R.: The History of Positron Emission Tomography. Molecular Imaging and Biology 4 (2002), No. 1, Brownell G. L.: A history of positron imaging. Presentation prepared in celebration of the 50th year of services by the author to the Massachusetts General Hospital on October 15th, Pacák J., Černý M.: History of the first synthesis of 2-Deoxy-2-Fluoro-D-Glucose the unlabeled forerunner of 2-Deoxy- 2-[ 18 F]Fluoro-D-Glucose. Molecular Imaging and Biology 4 (2002), No. 5, Personal communication: Ing. František Melichar, DrSc. (ÚJF). 9

10 2 Fyzikální aspekty PET 2.1 β + rozpad V nestabilním jádře pozitronového zářiče dochází k přeměně protonu na neutron, což je provázeno vyzářením kladného náboje ve formě pozitronu částice podobné svými vlastnostmi elektronu s kladným nábojem. Jedná se o jakousi formu antihmoty, která nemůže trvale existovat v hmotném prostředí. Délka dráhy pozitronu závisí na jeho energii. Například 82 Rb užívané k posouzení perfúze myokardu má střední délku doletu pozitronu 2,6 mm a maximální dolet 15,6 mm. Nejužívanější 18 F má střední délku doletu jen 0,2 mm a maximální dolet 2,4 mm. Na konci dráhy pozitronu je setkání s elektronem okolní hmoty a jejich zánik anihilace, provázená emisí dvou kvant záření γ o energii 511 kev. Obě kvanta se z místa anihilace pohybují opačným směrem téměř po přímce. 2.2 Princip detekce Z uvedeného je zřejmé, že detekční systémy nejsou založeny na detekci samotných pozitronů, ale průvodního anihilačního záření. K detekci může být využita klasická scintilační kamera vybavená vhodným kolimátorem (obr. 1a). V tomto režimu se snímá vždy jen jediný foton (jednofotonová emisní počítačová tomografie SPECT). Vzhledem k relativně vysoké energii anihilačního záření je ovšem třeba použít speciální kolimátor s dostatečně silnými septy. Přítomný NaI(Tl) krystal absorbuje jen malé procento fotonů s energií 511 kev. Účinnost takového systému je nízká. Získané obrazy ať planární nebo tomografické (SPECT) mají navíc špatné prostorové rozlišení. PET se od scintigrafie či SPECT liší současným snímáním obou fotonů bez použití kolimátorů. Zde se využívá faktu, že oba fotony letí po přímce. Zdánlivě nejjednodušší je použít dvoudetektorovou scintilační kameru, sejmout kolimátory a zapojit tzv. koincidenční obvod, který vyhodnocuje scintilace současně vzniklé na obou detektorech. Poloha obou bodů slouží k proložení přímky (obr. 1b). Znalost velkého množství takových přímek v mnoha směrech (oba detektory rotují kolem pacienta) umožňuje rekonstruovat tomografické řezy. PET je tedy primárně tomografická metoda a na rozdíl od scintigrafie či SPECT nepracuje s planárním zobrazením. Je zřejmé, že použití běžné dvoudetektorové scintilační kamery se jen vzdáleně blíží optimálnímu skeneru. O něco lepších detekčních parametrů pro anihilační záření lze dosáhnout se silnějšími NaI(Tl) krystaly (za cenu zhoršení parametrů snímání 99m Tc). Proto je pro PET daleko vhodnější používat specializované systémy. Svojí konstrukcí se konvenčním scintilačním kamerám blíží systém s hexagonálně uspořádanými šesti silnými NaI(Tl) detektory (obr. 1c). Tato geometrie výrazně zvyšuje citlivost. Standard dnes ovšem představují systémy s kruhově uspořádanými bizmut-germanátovými (BGO) detektory s počtem krystalů v řádu desetitisíce (obr. 1d). Vysoká absorpční schopnost BGO a množství krystalů tak systémy činí vysoce citlivými s dobrým prostorovým rozlišením. V poslední době se do popředí zájmu dostávají systémy s krystaly z lutecium oxyorthosilikátu 10 2 Physical Aspects of PET 2.1 β + decay Inside the unstable positron emitter core, protons are transformed to neutrons, a process that is accompanied by the emission of a positive charge in the form of a positron a particle similar in its properties to a positively charged electron. It is therefore a type of anti-mass, incapable of existing permanently in a mass environment. The length of the positron s trajectory depends on its energy. For example 82 Rb, used in assessing the perfusion of the myocardium, has a medium positron range of 2.6 mm and a maximum range of 15.6 mm. The most commonly used 18 F has a medium range of only 0.2 mm and a maximum range of 2.4 mm. At the end of its trajectory, the positron meets with an electron from the surrounding mass and both are annihilated, a process which is accompanied by the emission of two quanta of γ radiation with an energy of 511 kev. Both quanta move away from the point of annihilation in opposite directions along an almost straight line. 2.2 The detection principle From what has been said earlier it is obvious that detection systems cannot be based on the detection of positrons themselves, but rather on the accompanying annihilation radiation. A classical scintillation camera equipped with a suitable collimator (Figure 1a) can be used to enable this detection. In this mode, only one single photon is scanned (a Single Photon Emission Computer Tomography SPECT). Because of the relatively high energy of the annihilation radiation, a special collimator with sufficiently thick septa must be used. The Nal(TI) crystal present absorbs only a small percentage of photons, because of their high energy (511 kev). This type of system has low levels of efficiency and, in addition, the acquired images, planar or tomographical (SPECT), have poor spatial resolution. PET differs from scintigraphy or SPECT in that both photons are simultaneously scanned without the use of collimators. The system makes use of the fact that both photons fly in a straight trajectory. The simplest method entails the use of a double-detector scintillation camera and the replacement of the collimators with what is known as a coincidence circuit, enabling the scintillation generated to be evaluated simultaneously on both detectors. The positions of both points are used and a straight line drawn through them (Figure 1b). Knowing a large quantity of such straight lines in many directions (both detectors rotate around the patient) allows us to reconstruct tomographical sections. Thus PET is primarily a tomographical method, and unlike scintigraphy or SPECT, it does not work with planar images. It is obvious that the performance of a standard double-detector scintillation camera cannot match that of an optimal scanner. Somewhat better detection parameters for annihilation radiation can be achieved by using thicker Nal(TI) crystals (at the cost of worse 99m Tc scanning parameters). It is therefore far more advantageous to use specialised systems for PET. The system of six, hexagonally-arranged, thick Nal(TI) detectors is similar to conventional scintillation cameras in design (Figure 1c). This geometry significantly enhances the instrument s sensitivity. Of course, today s standard is represented by systems with circularly arranged bismuth-germanate (BGO) detectors with numbers of crystals in the order of magnitude of tens of thousands (Figure 1d). The BGO s high absorption capability and the quantity of crystals make these systems highly sensitive with good spatial resolution. Lately, systems using lu-

11 (LSO) a gadolinium oxyorthosilikátu (GSO), které mají podobnou absorpční schopnost jako BGO, délka scintilace je však podstatně kratší a umožňují tak zpracovávat vyšší fotonové toky. tetium oxy-ortho-silicate (LSO) and gadolinium oxy-ortho-silicate (GSO) have held the limelight, having a similar absorption capability to BGO, but a considerably shorter scintillation duration, allowing higher photon flows to be processed. Obr. 1: Schéma různých detekčních systémů. Žluté body představují místa anihilace, zelené přímky znázorňují dráhu fotonů, které jsou systémem registrovány, a červené přímky dráhu fotonů, které registrovány nejsou, tzn. buď detektor minou nebo jím nejsou pohlceny. a) univerzální scintilační kamera NaI(Tl) s kolimátorem, b) univerzální scintilační kamera NaI(Tl) v koincidenčním režimu, c) specializovaná PET kamera složená ze 6 scintilačních kamer NaI(Tl), d) specializovaná PET kamera z vysoce absorbujících detektorů (BGO, GSO, LSO). 2.3 Ru ivé jevy Absorpce Bylo by ideální, kdyby všechny vyzářené fotony byly absorbovány až ve scintilačním krystalu detektoru. Bohužel jejich velké množství je absorbováno již v těle pacienta, což vede k exponenciálnímu poklesu signálu se zvyšující se hloubkou zobrazované struktury v těle. Toto je dobře známé při jednofotonovém snímání. Při koincidenčním snímání (PET) je situace ještě nepříznivější, neboť oba fotony musí být registrovány zároveň tzn. jedná se o pravděpodobnost, že jeden foton vyvolá scintilaci za situace, že i druhý foton vyvolá scintilaci, tzn. ani jeden z obou fotonů není v těle pacienta absorbován. Proto je u PET významná korekce absorpce, kterou naprostá většina PET systémů nabízí. Při geometrické metodě se korekční koeficienty odhadují z tvaru transaxiálního řezu. Tento postup je v praxi použitelný jen pro zobrazení mozku. Proto jsou moderní PET skenery vybaveny transmisními zdroji, pomocí nichž je pacient prozářen a jsou změřeny absorpční koeficienty. Mapa korekčních koeficientů obráží denzitu zobrazovaných struktur a odpovídá vlastně výsledku CT zobrazení. Konstrukce PET skeneru ovšem z daleka neumožňuje dosáhnout u korekčních map diagnostické kvality CT. Klinická potřeba současného PET i CT vyšetření vedla konstruktéry k vytvoření hybridního PET/CT přístroje, který obsahuje vedle sebe PET i CT skener. Kvalitní diagnostické CT zobrazení je pak využíváno i pro korekci absorpce. Z hlediska korekce je u PET/CT skenerů výhodou podstatně lepší odstup signálu od šumu a kratší čas snímání. Určitou nevýhodou je jiná energie transmisního a emisního záření. Fig. 1: Schematic diagrams of various detection systems. The yellow points identify the points of annihilation, the green straight lines denote the trajectories of photons which are registered by the system, and the red straight lines the trajectory of photons which are not registered, i.e. of those which either missed the detector or have not been absorbed by it. a) universal Nal(TI) scintillation camera with collimator, b) universal Nal(TI) scintillation camera in the coincidence mode, c) dedicated PET camera built from 6 Nal(TI) scintillation cameras, d) dedicated PET camera built from high-absorption detectors (BGO, GSO, LSO). 2.3 Disturbing phenomena Attenuation It would be ideal if all the emitted photons could be absorbed in the scintillation crystal of the detector. Unfortunately, a large proportion of the photons are absorbed in the patient s body, resulting in an exponential drop of the signal s strength as the depth of the imaged structure inside the body increases. This phenomenon is well known from single photon scanning techniques. In coincidence scanning mode (PET), the situation becomes even less favourable, because both photons must be registered simultaneously and hence there is a probability that one of the photons will trigger a scintillation in a situation when the other photon has also triggered a scintillation, resulting in neither of both photons being absorbed in the patient s body. Therefore it is important in PET systems to be able to correct the attenuation, a feature offered by a large majority of the PET systems now available. In the geometry method, correction coefficients are estimated from the shape of the transaxial slice. In practice, this procedure can only be used for brain imaging. Therefore modern PET scanners are equipped with transmission sources by means of which the patient is penetrated with radiation, and attenuation coefficients are measured. The correction coefficient map reflects the density of the imaged structures and in fact corresponds with the result of the CT image. Of course the PET scanner design does not allow the correction maps even remotely to achieve the diagnostic quality of CT. The clinical needs of current PET and CT examinations led designers to create a hybrid PET/CT instrument that accommodates PET and CT scanners side-by-side. The quality of CT imaging is also used to correct attenuation. From the correction point of view, the advantage of PET/CT scanners lies in their significantly better signal-to-noise ratio and shorter scanning time. One disadvantage lies in the different energy levels of the transmission and emission radiation. 11

12 Z fyzikálního pohledu je transmisní snímání s pomocí externích zdrojů optimální provádět ještě před podáním radiofarmaka, aby se transmisní i emisní sken vzájemně neovlivňovaly. Pro tento způsob vyšetření se užívá termín cold transmission. Bývá využíván jen pro výzkumné účely; do praxe se nehodí. Po transmisním snímání je podáno radiofarmakon a pacient buď v nezměněné poloze setrvává na lůžku skeneru do zahájení emisního snímání (cca min.), nebo je zaznamenána jeho poloha vůči skeneru, poté se může vzdálit a pro emisním snímáním je shodně uložen. První způsob je nepohodlný pro pacienta, vede k velkým prostojům skeneru a skrývá v sobě riziko, že se pacient během dlouhé doby pohne a korekce nebude adekvátní. Druhý způsob je kromě velkého rizika nepřesnosti při repozici pacienta spojen se zvýšeným ozářením personálu. Z těchto důvodů se v praxi téměř výhradně používá režim tzv. hot transmission, kdy se transmisní snímání provádí až po aplikaci radiofarmaka Rozptyl Emitované fotony nejsou v těle pacienta jen absorbovány. Řada z nich se interakcí s hmotou odchýlí z původního směru, což je provázeno snížením jejich energie (Comptonův rozptyl). V důsledku toho dochází k chybnému určení místa anihilace (obr. 2). Účinným nástrojem k potlačení tohoto jevu by bylo zvýšení dolního prahu energetického okna, ve kterém se snímá. Rozptýlené fotony se sníženou energií by pak nebyly zaznamenávány. Nedostatečné energetické rozlišení používaných krystalů však umožňuje využít této nabízené možnosti jen z části. Pro korekci je tedy třeba navíc použít sofistikovanější matematické nástroje Náhodné koincidence Jak již bylo zmíněno, koincidenční detekce je postavena na principu proložení spojnice dvou bodů, kde došlo ke scintilaci ve shodný okamžik. Za shodný okamžik se u BGO skenerů obvykle považuje časové okno 12 ns. Pacientovi je podána taková aktivita, že k rozpadům dochází v řádech stovek milionů za sekundu. Nepřekvapí tedy situace, že v daném časovém okně může dojít k registraci jen jediného fotonu z nějaké anihilace (druhý foton byl např. absorbován v těle pacienta) a zároveň k registraci jiného fotonu z úplně jiné anihilace. V takovém případě dojde k určení chybné koincidenční přímky (obr. 2). Je jasné, že k omezení tohoto jevu je zapotřebí zkrátit časové okno koincidence. Problémem není rychlost elektronických obvodů, ale délka světelného záblesku při scintilaci v krystalu. Hlavní nevýhodou BGO krystalů je právě poměrně dlouho trvající záblesk. V tomto smyslu je zavedení rychlejších LSO krystalů velkým pokrokem, neboť časové okno je zkráceno na 6 ns. Obr. 2: Schéma rušivých jevů při detekci. Žluté body představují místa anihilace, fialové body místa absorpce a modrý bod místo Comptonova rozptylu. Oba fotony a 1, a 2 z anihilace A byly správně zaregistrovány. Jeden foton b 1 z anihilace B byl zaregistrován správně, druhý foton b 2 byl rozptýlen. Tmavě zelená 12 From the point of view of physics, detection of a transmission generated by external sources is optimally carried out before a radio-pharmaceutical is administered, in order to eliminate mutual interference of the transmission and the emission scan. This type of examination is called cold transmission. It is used for research purposes and is not suitable for clinical practice. After a transmission scan, a radio-pharmaceutical is administered and the patient either remains in the same position on the scanner bed until the start of emission scanning (30 to 90 minutes), or his/her position relative to the scanner is recorded, and he/she can leave, and after coming back for emission scanning, is again put into an identical position. The first method is uncomfortable for the patient, the scanner cannot be used for quite a while and there is a risk of the patient moving during the long wait and a wrong correction. The second method, in addition to running a high risk of inaccuracy when re-positioning the patient, carries an increased hazard of personnel irradiation. For these reasons, the so-called hot transmission mode is almost exclusively used in clinical practice, where the transmission scanning is carried out after the radio-pharmaceutical has been administered Scatter Emitted photons are not only absorbed in the body. Many of them, by interacting with the mass, are scattered from their original trajectory, a phenomenon accompanied by the loss of their energy (Compton s scatter). As a result, the point of annihilation is incorrectly determined (Fig. 2). An effective tool for suppressing this phenomenon would be to raise the lower threshold of the energy window in which the scanning takes place. This would mean that the scattered photons with reduced energy would not be recorded. However, this solution can be used only partially because of the limited energy resolution of the crystals. Thus more sophisticated mathematical tools have to be used for corrections Random coincidences As has already been mentioned earlier, the coincidence detection is based on the principle of running a connection line through the two points in which scintillation took place simultaneously. In BGO scanners, an identical moment is usually taken to be scintillation within a 12 ns time window. The patient is administered a level of activity where hundreds of millions of decays per second take place. Thus it comes as no surprise that sometimes only one photon can be registered in a particular annihilation (the second photon might for instance have been absorbed in the patient s body), and another photon from a completely different annihilation can be registered within the same time window. In this case the coincidence lines will be determined incorrectly (Fig. 2). It is obvious that in order to eliminate this phenomenon, the coincidence time window must be shortened. The problem is not the speed of the electronic circuits, but the time duration of the light flash during the crystal s scintillation. The main drawback of BGO crystals is their relatively long-lasting flash. In this respect the introduction of the faster LSO crystals represented a major step forward, as they enabled the time window to be shortened to 6 ns. Fig. 2: A schematic diagram of disturbing phenomena during detection. The yellow points denote places of annihilation, the purple points places of absorption and the blue point the place of Compton s scatter. Both photons, a 1 and a 2 from annihilation A, have been registered correctly. One photon, b 1 from annihilation B, has been registered correctly, the other, b 2, was

13 spojnice [b 1 ;b 2 ] tedy neprobíhá místem anihilace. Z anihilace C byl zaregistrován jen jediný foton c 1 (foton c 2 byl např. absorbován nebo minul detektory). Pokud k němu nebyl v definovaném časovém okně registrován jiný foton, jedná se o tzv. single, který je systémem odmítnut. Pokud ovšem v časovém okně byl zaregistrován jiný foton (např. d 1 ), pak systém mylně určí spojnici [c 1 ;d 1 ] za anihilační přímku D a 3D reïim snímání Celá sestava detektoru moderních PET skenerů se skládá z několika za sebou zařazených prstenců sestávajících z mnoha bloků detektorů. Tím se dosahuje zorného pole v axiálním směru přes 15 cm. Pokud se snímají koincidenční přímky pouze v rovině prstenců, jedná se o tzv. 2D mód snímání. Dosahuje se jej tak, že se mezi pacienta a detektor vkládá řada stínících sept. Geometricky septa představují několik desítek mezikruží, zařazených v definovaných odstupech za sebou. Jejich středy leží na ose shodné s osou těla pacienta. Tak je dosaženo kolimace záření do roviny detekčních prstenců (obr. 3a). Pokud se septa ze skeneru vysunou, pak se jedná o 3D mód snímání. Kromě koincidenčních přímek v rovině prstenců se navíc registrují i přímky mezi rovinami prstenců (obr. 3b). Je zřejmé, že ve 3D režimu je zachyceno mnohem více fotonů než ve 2D režimu. 3D mód je tedy podstatně citlivější. Logicky zde ovšem dochází k četnějším náhodným koincidencím. Výhodu vysoké citlivosti 3D režimu lze tak plně využít až s LSO detektory, které mají kratší koincidenční časové okno. U BGO skenerů je 3D režim vhodný jen pro zobrazení mozku, kde je malá kontaminace fotony z okolních orgánů. Určitou nevýhodou 3D režimu je vyšší podíl rozptýleného záření, neboť delší trajektorie šikmo letících fotonů v těle pacienta zvyšuje pravděpodobnost jejich rozptylu. scattered. The dark green line [b 1 ;b 2 ] thus does not run through the point of annihilation. Only one photon c 1 was registered from annihilation C, (photon c 2 was either absorbed or missed the detectors). If only one photon is registered within the defined time window, it is deemed to be the single, and rejected by the system. If however, a different photon is registered within the time window (e.g. d 1 ), then the system erroneously determines the line [c 1 ;d 1 ] as being the annihilation line D and 3D scanning modes The entire assembly of modern PET scanners comprises several rings arranged in-series, each composed of many detector blocks. This arrangement extends the field of view in an axial direction to over 15 cm. When only those coincidence lines lying in the plane of the rings are scanned, it is described as the 2D scanning mode. In this mode, a row of shielding septa is inserted between the patient and the detector. The septa constitute several dozen annuluses arranged at predefined intervals behind each other. Their midpoints lie along a centreline coinciding with the centreline of the patient s body. This guarantees that radiation collimation takes place in the detection ring plane (Fig. 3a). When the septa are pulled out of the scanner, it is termed the 3D scanning mode. Coincidence lines between ring planes are registered as well as the coincidence lines within the ring plane (Fig. 3b). It is obvious that many more photons are captured in the 3D mode than in the 2D mode, making the 3D mode considerably more sensitive, although of course it is logical that random coincidences occur more frequently in this mode. Thus the advantage of the 3D mode s high sensitivity can be fully utilised only when combined with LSO detectors, which have a shorter coincidence time window. In BGO scanners, the 3D mode is only suitable for brain imaging, where there is a low contamination of photons from the surrounding organs. A disadvantage of the 3D mode is a higher proportion of scattered radiation, as the longer trajectories of diagonally flying photons in the patient s body increase the probability of their scatter. Obr. 3: Schéma 2D (a) a 3D (b) režimu snímání. Zeleně jsou znázorněny registrované anihilační přímky, červeně přímky, které nejsou registrovány. Zřetelný je efekt sept na kolimaci záření. Situace je zjednodušena, záření vychází pouze z jediného bodu hlavy pacienta. Ve skutečnosti je radiofarmakon distribuováno v celém těle. Fig. 3: Schematic diagram of 2D (a) and 3D (b) scanning. The green lines depict registered annihilation lines, the red lines those that have not been registered. This shows the visible effect of the septa on radiation collimation. The situation is simplified as the radiation comes only from a single point of the patient s head. In reality, the radio-pharmaceutical is distributed throughout the whole body. 13

14 2.5 Celotûlové snímání Axiální zorné pole kolem 15 cm je dostatečné pro zobrazení mozku nebo myokardu. Pro obvyklé využití FDG PET v onkologické diagnostice je ovšem příliš krátké. Aby bylo dosaženo potřebného rozsahu, je při snímání řízen pohyb vyšetřovacího stolu. Jednotlivé pozice pacienta vůči skeneru se musí překrývat, aby bylo dosaženo vyrovnané citlivosti v celém rozsahu snímání. Vyšší přesah je zapotřebí ve 3D režimu, neboť fotony vycházející z pacienta v rovině blízké okraji detektoru mohou být zachyceny vlastně jen v této rovině u šikmo letících fotonů detektor pohltí nejvýše jeden z takových fotonů (3D režim se u okraje detektoru blíží 2D režimu). Výpočetní systém zpracuje postupně nasnímaná data v několika polohách do jediného objemu s odpovídající délkou zorného pole. V praxi lze při celotělovém snímání nejdříve provést hot transmission sken v celém rozsahu a pak emisní snímání nebo naopak. Snížit riziko pohybu pacienta mezi oběma skeny lze střídáním emisního (E) a transmisního (T) snímání v každé poloze lůžka. Zkrácení neproduktivního času potřebného pro vysouvání a zasouvání transmisních zdrojů na polovinu lze dosáhnout střídáním: E-T-posuv-T-E-posuv-E-T-posuv Zpracování dat Rekonstrukce řezů Nasnímané souřadnice koincidenčních přímek jsou rekonstruovány do transaxiálních řezů. Z nich lze prostou reorientací vytvořit koronární, sagitální a jakékoliv šikmé řezy. Pro rekonstrukci se do konce století v praxi využívala téměř výhradně filtrovaná zpětná projekce (FBP). Při PET s FDG je dosahováno značných rozdílů v koncentracích radiofarmaka v nádoru či močovém měchýři oproti okolním tkáním. FBP vede k hvězdicovým artefaktům v okolí ložisek s vysokou akumulací radiofarmaka, což může vést k přehlédnutí drobných ložisek v blízkosti větších. Pro klinickou praxi je tedy FBP méně vhodná. Její výhoda malé výpočetní náročnosti se časem stala nepodstatnou díky rychlému vývoji počítačů. FBP mohla být nahrazena výpočetně náročnými iterativními metodami, které jsou prosté těchto artefaktů. Nejrozšířenější iterativní postup je označován OSEM (ordered subset maximalization expectation) Vizualizace dat Obvyklým výstupem PET je trojice objemů dat. Objemem dat se rozumí množina voxelů elementárních objemových jednotek se známými prostorovými souřadnicemi nesoucích příslušnou informaci. První informace představuje naměřenou aktivitu radiofarmaka bez korekce na absorpci, druhá informace je aktivita korigovaná na absorpci a třetí informace představuje absorpční koeficient, podle kterého se korigovalo. Všechny tři objemy je možno zobrazit a využít k diagnostickým účelům. Konzole počítačů umožňují zobrazit na sebe kolmé i šikmé řezy a využít běžné zobrazovací nástroje (barevné škály včetně nastavení prahů, filtrování, zvětšování, oříznutí, definice oblastí zájmů apod.). Oblíbenou formou zobrazení je tzv. Maximum Intensity Projections (MIP) Whole Body Scanning An axial field of view of around 15 cm is sufficient for brain or myocardium imaging, but is, of course, too short for the most common use of FDG PET, in oncology diagnostics. In order to achieve the required range, movements of the patient s table are controlled during the scanning process. The patient s individual positions relative to the scanner must overlap to enable an evenly balanced sensitivity to be achieved within the entire scanning range. Greater overlapping is required in the 3D mode, because the photons emitted from the patient in the plane close to the detector edge can only be captured in this plane the detector can only absorb one of the diagonally flying photons (near the detector edge, the 3D mode closely resembles the 2D mode). The computing system gradually processes the scanned data in several positions into a single volume corresponding to the field of view. In practice, when performing a whole body scan, first a hot transmission scan can be performed over the full extent, and then emission scanning, or vice versa. The risk that the patient will move between the two scans can be reduced by alternating between emission (E) and transmission (T) scanning in each position of the bed. Shortening the non-productive time needed to shift in and out of the transmission sources to half can be achieved by alternating: E-T-shift- T-E-shift-E-T-shift Data processing Slice reconstruction The coordinates of the acquired coincidence lines are reconstructed into transaxial slices. Coronary, sagittal and any other skew slices can then be created from them by simple re-orientation. Until the end of the last century, the Filtered Back Projection (FBP) was, in practice, almost exclusively used for reconstruction. In PET with FDG, considerable differences in concentrations of the radio-pharmaceutical in a tumour or urinary bladder, as compared to the surrounding tissues, are achieved. The FBP leads to the formation of star-shaped artefacts around focuses, with a high accumulation of the radio-pharmaceutical, which might result in minor focuses being overlooked when in the vicinity of major ones. This means that the FBP method is less suitable for clinical practice, particularly as its advantage in requiring a low level of computation has, over the course of time become irrelevant, thanks to the rapid development of computers. This meant that FBP could be replaced by computationally demanding iterative methods, free of these artefacts. The most commonly used interactive procedure is known as OSEM (Ordered Subset Maximalisation Expectation) Data visualisation The usual PET output is a trio of data volumes. By data volume we mean a set of voxels elementary volume units with known spatial coordinates that carry the relevant information. The first data volume represents the measured activity of the radio-pharmaceutical without correction on attenuation, the second data volume corresponds to the attenuation corrected activity, and the third data volume represents the absorption coefficient used to apply that correction. All three volumes can be displayed and used for diagnostic purposes. Computer consoles allow mutually perpendicular as well as skew sections to be displayed, and standard imaging tools to be used (colour tables including thresholding, filtering, zooming, cropping, defining regions of interest, etc.). A popular form of display is the so-called Maximum Intensity Projection (MIP). This is an illustrative, easy-to-read, three-di-

15 Jedná se o názorné, přehledné, pseudotřírozměrné zobrazení otáčejícího se pacienta, který je jakoby průhledný s vyznačenými ložisky zvýšené akumulace Kvantifikace dat PET skenery bývají kalibrovány v absolutních jednotkách aktivity, tzn. umožňují určovat aktivitu v jednotkách Bq/cm 3. Toho se hojně využívá ve výzkumných aplikacích ke kvantifikaci metabolického obratu podaných radiofarmak s využitím matematického modelování. Tato implementačně náročná a velice pracná procedura obvykle vyžaduje znalost průběhu aktivity v arteriální krvi, což bývá spojeno s nutností velkého množství odběrů krve během vyšetření. Pro praxi je zcela nevhodná. Místo ní se s oblibou stanovuje tzv. SUV (Standardized Uptake Value), což je naměřená aktivita v cílové tkáni vztažená k podané aktivitě a dále buď ke hmotnosti, k povrchu nebo i k jiným parametrům vyšetřované osoby Registrace objemů, analýza voxel po voxelu a fúze obrazů Jiným způsobem objektivizace tomografického metabolického vyšetření (PET, SPECT) je matematické testování odchylek mezi dvěma objemy např. před léčbou a po léčbě u téhož jedince. Nezbytným krokem je tzv. vzájemná registrace obou objemů, tzn. nalezení vektoru posunu ve třech směrech a otočení ve třech rovinách. Existují iterativní algoritmy, které dosti spolehlivě automaticky registraci provedou. Druhým krokem je normalizace naměřených aktivit při obou vyšetřeních, následovaná nalezením odchylek mezi odpovídajícími voxely. Rutinně snadno aplikovatelné je barevné zvýraznění voxelů, které se liší o více než stanovené procento. Vzájemně lze registrovat i vyšetření různých jedinců. Zde k translacím a rotacím přibývají ještě dilatace ve třech směrech. Iteruje se tedy přes devět parametrů. Smyslem vzájemné registrace vyšetření různých jedinců je vytvoření např. normálního vzoru, kdy lze následně stanovit objemy představující střední hodnoty a rozptyly v hodnotách voxelů. Po registraci a normalizaci konkrétního vyšetření s takovýmto vzorem lze zvýraznit voxely, které se liší o více než stanovený počet směrodatných odchylek. Registrace objemů není omezena jen na vyšetření v rámci jediné zobrazovací modality. Podobně lze registrovat např. PET s MRI nebo CT vyšetřeními. Cílem je kombinované funkční (PET, SPECT) a morfologické (MRI, CT) zobrazení. Výsledná tzv. fúze obrazů představuje společné zobrazení, kdy obraz každé modality je zobrazen ve své vlastní barevné škále. Při zobrazení lze dynamicky měnit poměr zastoupení modalit v obraze tzn. od zobrazení např. jen PET s postupným přidáváním složky CT zobrazení až po úplné potlačení PET a zobrazení jen CT. Jinou možností je prohlížení jedné modality, kdy kurzor představuje okno do druhé modality. mensional image of the rotating patient, who appears to be almost transparent, with the focuses of increased accumulation highlighted Data quantification PET scanners are usually calibrated in absolute units of activity, which means that they allow activity to be determined in Bq/cm 3. This is frequently used in research applications to quantify the metabolic turnaround of the administered radio-pharmaceuticals, using mathematical modelling. This is an implementation-demanding and very elaborate procedure, usually requiring knowledge of the timeactivity curve in the arterial blood, which leads to the need to take large quantities of blood samples during the examination. In practice this method proves quite unsuitable. A popular alternative technique entails determining the so-called SUV (Standardised Uptake Volume), which is the ratio between the measured activity in the target tissue and the administered activity, taking the examined person s weight, surface area or other parameters into consideration Registration of volumes, voxel-by-voxel analysis and image fusion Another method of analysis in tomographic metabolic examinations (PET, SPECT) involves the mathematical testing of deviations between two volumes e.g. before and after treatment in the same individual. It is necessary to achieve what is termed the mutual registration of both volumes, i.e. to find the shift vector in three directions and the rotation in three planes. Iterative algorithms exist that are able to perform the registration automatically and with a reasonable degree of reliability. The next stage is to normalise the measured activities during both examinations, and this is followed by locating the differences between corresponding voxels. An easily applicable process, used on a routine basis, is the colour highlighting of voxels which differ by more than a specified percentage. Examinations of different individuals can also be mutually registered. Here dilations in three directions are added to the translations and rotations. Thus iterations are calculated using nine parameters. One purpose for the mutual registration of different individuals can be, for instance, the creation of a normal template, representing the median and variance in the voxel values. After the registration and normalisation of a particular examination using this type of template, it is possible to highlight those voxels that differ by more than a specified number of standard deviations. Registration of volumes is not limited only to examinations carried out by a single imaging modality. For instance, PET with an MRI or CT examination can be registered in a similar manner. The target is to achieve a combination of functional (PET, SPECT) and morphological (MRI, CT) imaging. The resultant fusion of images produces a combined image, in which the image of each modality is displayed within its own colour table. When displaying the image, the ratio or representation of the modalities in the image can be dynamically changed, i.e. from, for example. a PET only display, then with the gradual addition of the CT component, up to complete suppression of the PET image, displaying only the CT. Another option is to view a single modality, and to use the cursor to open a window to another modality. 15

16 3 Farmakokinetika FDG Jak již bylo zmíněno, pro PET lze využít široké škály radiofarmak. S ohledem na jejich biologické vlastnosti lze zkoumat nejrůznější funkční pochody v lidském těle. I pouhý přehled známých radiofarmak by přesahoval rámec této knihy, která je soustředěna na klinicky zdaleka nejvíce užívanou 2-[ 18 F]-fluoro-2-deoxy-D-glukózu (FDG). Dopravu glukózy a analogicky i FDG do buňky zajišťuje skupina transportních proteinů a to jak proti koncentračnímu gradientu (SGLT), tak i podél něj (Glut). Transportéry mají různou afinitu ke glukóze a jsou na různých buňkách různě vyjádřeny. Například Glut-4 je hojně přítomen na povrchu svalových a tukových buněk a jeho exprese je závislá na hladině inzulínu. V buňce jsou glukóza i FDG ve vzájemné kompetici fosforylovány pomocí enzymu hexokinázy na glukózo-6-fosfát a 2-FDG-6-fosfát. 2-FDG-6-fosfát nemůže být dále metabolizován a v buňce se tedy hromadí. V malé míře však probíhá reverzní reakce za pomoci enzymu glukózo-6-fosfatázy a FDG tak může být z buňky částečně vyplavována. Nádorové buňky mívají zmnoženy inzulín non-dependentní glukózové transportéry (např. Glut-1 a Glut-3). Dále mívají zvýšenou rychlost fosforylace a sníženou hladinu glukózo-6-fosfatázy. Všechny tři zmíněné skutečnosti působí souhlasně. Důsledkem je obvykle výrazně zvýšená akumulace FDG v nádorových buňkách. Z uvedeného vyplývá potřeba správné přípravy na vyšetření. Pro zobrazení nádorů se doporučuje 6 hodinové lačnění. To proto, aby byla co nejnižší hladina glykémie a minimalizovala se kompetice FDG s glukózou substrátů pro hexokinázovou reakci. Zvýšená hladina glykémie (např. u diabetiků) vede ke zhoršení kontrastních poměrů mezi nádorem a krevním pozadím. Lačnění má za důsledek také nízkou hladinu inzulinémie. Pro akumulaci FDG v nádorových buňkách to nehraje velkou roli, neboť glukózové transportéry nádorových buněk jsou povětšinou inzulín non-dependentní. Naopak to s výhodou zvyšuje kontrast vůči okolním zdravým tkáním, kde při nízké inzulinémii nejsou exprimovány inzulín dependentní glukózové transportéry. Při zobrazení myokardu je ovšem situace odlišná. Jedná se o zobrazení svalových buněk vybavených inzulín dependentními transportéry. To znamená, že zvýšená inzulinémie usnadní vstup FDG do myocytů. Glykémie by ovšem měla být opět co nejnižší, aby nebyly nepříznivé kompetiční poměry pro hexokinázovou reakci. Optimální příprava se nazývá hyperinzulinemické- euglykemické sevření, kdy je po dobu cca 1 hodiny před aplikací FDG pacientovi i.v. podáván inzulín a pečlivou monitorací je euglykémie udržována i.v. přívodem glukózy. V denní rutině je schůdnější perorální podání 50g glukózy 60 minut před aplikací FDG s případným i.v. podáním několika korekčních jednotek inzulínu v okamžiku aplikace FDG. Protože myokard často metabolizuje volné mastné kyseliny na úkor glukózy, je navíc doporučována nemastná dieta krátce před vyšetřením, popř. podání hypolipidemik (Acipimox). Pro kvantifikaci akumulace FDG je obvykle používán dvoukompartmentový model. Vstupní funkci tvoří koncentrace FDG v plasmě, první kompartment představuje volná FDG ve tkáních a druhý kompartment FDG váza Pharmaco-kinetics of FDG As has already been mentioned earlier, a broad spectrum of radiopharmaceuticals can be used for PET. Depending on their properties, various functional processes can be investigated in the human body. Even a simple list of known radio-pharmaceuticals would be beyond the scope of this book, which focuses on 2-[ 18 F]-fluoro-2-deoxy-D-glucose (FDG), most widely used in clinical practice. A group of transportation proteins transport glucose and, analogically also, FDG to the cell, both across a concentration gradient (SGLT), and along the concentration gradient (Glut). Transporters have different affinities to glucose and are expressed differently in different cells. For instance Glut-4 is present in large quantities on the surface of muscle and fat cells, and its expression depends on the level of insulin. In a cell, glucose in mutual competition with FDG, are phosphorylised with the help of a hexokinase enzyme to glucose-6-phosphate and 2-FDG-6-phosphate. The 2-FDG-6-phosphate cannot be metabolised any further and hence accumulates in the cell. However, to a certain degree a reverse reaction is taking place with the help of a glucose-6-phosphatase enzyme, and therefore the FDG can be partially washed out of the cell. Tumour cells often contain excessive insulin-non-dependent glucose transporters (e.g. Glut-1 and Glut-3). They also often have an increased phosphorylation speed and a reduced level of glucose-6-phosphatase. All three of these facts produce a positive effect and the usual consequence is a significantly increased accumulation of FDG in tumour cells. From what has been said above, it is obvious that the examination requires strict preparation. In the case of tumour imaging it is recommended that the patient fast for six hours. The reason for this is to reduce the level of blood sugar and to minimise the competition between FDG and glucose substrates for the hexokinase reaction. An increased level of blood sugar (e.g. in diabetics) leads to a reduction in the contrast between the tumour and the blood background. Fasting also reduces the level of insulinaemia but does not have a major effect on the accumulation of FDG in tumour cells, because glucose transporters of tumour cells are mostly insulin-non-dependent. On the contrary, it can provide an advantage in increasing the contrast with the surrounding healthy tissues, in cases of low insulinaemia where insulin-non-dependent glucose transporters are not exprimated. Of course the situation is different in myocardium imaging. This is an imaging of muscle cells containing insulin-dependent transporters. It means that increased insulinaemia will ease the uptake of FDG in the myocytes. The level of blood sugar should again of course be as low as possible, to avoid the creation of an environment of unfavourable competition for the hexokinase reaction. An optimal preparation is known as hyper-insulinaemic-euglycaemic clamping, and involves the intravenous administration of insulin for approximately one hour before applying FDG to the patient, while, at the same time, the blood sugar level is carefully monitored and corrected by the intravenous administration of glucose. As a daily routine it can prove easier to administer 50 g of glucose orally 60 minutes before FDG is applied, while a few units of insulin can be administered along with FDG. Because the myocardium often metabolises free fat acids at the expense of glucose, it is also recommended that the patient be restricted to a non-fat diet shortly before the examination, or, as an alternative, an hypolipoidaemic (Acipimox) can be administered. A two-compartment model is usually used to quantify the FDG accumulation. The input function is formed by the FDG concentration in the plasma; the first compartment represents free FDG in the tissues

17 ná ve formě 2-FDG-6-fosfátu. Vyřešením takového matematického modelu lze kvantitativně určit konzumpci FDG ve tkáních. FDG nemá zcela identickou afinitu jako glukóza k jejím různým transportérům a hexokináze. Pro různé tkáně byl empiricky stanoven poměr afinit, pro nějž se vžil termín lumped constant. S jeho využitím lze pak kvantitativní parametry platné pro FDG převést pro glukózu. Výsledkem je pak kvantitativní určení konzumpce glukózy v jednotkách µmol.s -1.g PouÏité parametry vy etfiení Všechna dále prezentovaná vyšetření byla provedena pomocí PET skeneru ECAT EXACT firmy Siemens z roku 1999, FDG byla z produkce ÚJV Řež a.s. nebo ÚJF AV ČR. Archivace dat, fúze obrazů a příprava snímků byla provedena na počítačích Hermes od Nuclear Diagnostics AB. Základní parametry vyšetření jsou uvedeny v tabulce: and the second compartment FDG bound in the form of a 2-FDG-6- phosphate. By solving this type of mathematical model, we can quantitatively determine the consumption of FDG in the tissues. FDG does not have quite the same affinity as glucose has to its various transporters and hexokinase. An affinity ration, known as a "lumped constant" has been empirically determined for different tissues. Using this constant, quantitative parameters applicable to FDG can be converted to glucose. The result is then a quantitative determination of the consumption of glucose in µmol.s -1.g Test Parameters All the data presented below were acquired from the ECAT EXACT PET scanner produced by Siemens in The FDG was supplied either by the NRI Řež plc. or by the NPI of the Academy of Sciences. Hermes computers from Nuclear Diagnostics AB were used for data storage, image fusion and screenshots. The basic test parameters are given in the table below: Pozitronová emisní tomografie mozku myokardu trupu Příprava 6 h lačnit, dobrá hydratace, netučná večeře, glycidová snídaně, 6 h lačnit, dobrá hydratace 10 minut před aplikací zavedení dobrá hydratace, zavedení i.v. kanyly, i.v. kanyly a klid na lůžku čaj s 50 g cukru 60 min. před podáním FDG, 0-3 mj. inzulínu i.v. při podání FDG Aplikace FDG 210 MBq/70 kg kanylou 370 MBq/70 kg kanylou 525 MBq/70 kg přizpůsobení aktivity hmotnosti pacienta dle doporučení EANM Akumulační fáze 30 minut 60 minut 60 minut Hot transmise 5-10 min min. 2,4 4,4 min. (čas je měněn s ohledem na aktuální aktivitu transmisních zdrojů) Emise 15 min., 3D mód 16 min., 2D mód 5,6 min., 2D mód Počet poloh lůžka (+5-7 pro dolní končetiny jen emise) Iterativní rekonstrukce OSEM Iterace: 6, Subsety: 16 s korekcí absorpce Hann filter: 5,0 mm Gauss filter: 6,0 mm Gauss filter: 6-8 mm (brain mode) (zoom = 2,0) (dle hmotnosti) Zpracování reorientace dle osy symetrie, reorientace dle os: HLA, VLA, SA zobrazení T,C,S řezů a MIP, popř. fúze s MRI či koregistrace popř. fúze s CT vyšetřením s předchozím vyšetřením nebo databází normálů a nalezení odchylek Positron emission tomography brain myocardium torso Patient preparation 6 h fasting, good hydratation, non-fatty supper, carbohydrate breakfast, 6 h fasting, good hydratation placing of intravenous catheter good hydratation, placing of intravenous and rest at the bed 10 min. before catheter, tea w. 50 g of sugar 60 min. FDG administration before FDG administration, 0-3 IU of insulin in the time of FDG administration FDG administration 210 MBq/70 kg via catheter 370 MBq/70 kg via catheter 525 MBq/70 kg activity adjusted to patient weight according EANM recommendation Phase of uptake 30 min. 60 min. 60 min. Hot transmission 5-10 min min. 2,4 4,4 min. (time is corrected to allow for decay of the transmission sources) Emission 15 min., 3D mode 16 min., 2D mode 5,6 min., 2D mode Number of bed positions (+5-7 for lower extremities w/o transmission) Iterative reconstruction OSEM Iterations: 6, Subsets: 16 with attenuation correction Hann filter: 5,0 mm Gauss filter: 6,0 mm Gauss filter: 6-8 mm (brain mode) (zoom = 2,0) (according patient s weight) Processing reslicing according axis of symmetry, reslicing according axes: viewing of T,C,S slices and MIP, sometimes fusion w. MRI or registration HLA, VLA, SA sometimes fusion with CT w. previous investigation or normal template and definition of differences 17

18 5 Fyziologické zobrazení FDG je fyziologicky zvýšeně akumulována neurony (1) a vylučuje se ledvinami (2) do moče. To zhoršuje citlivost při zobrazení nádorů v mozku a v ledvinách a prakticky znemožňuje zobrazit nádor v močovém měchýři (3). Depa aktivní moči v ureterech naopak mohou simulovat nádorové postižení lymfatických uzlin v oblasti křížení s ilickým cévním svazkem. V lymfatické tkáni Waldayerova okruhu a v laryngu bývá často aktivita zvýšena, někdy i výrazně. Symetrický nález však nebývá klinicky významný. Myokard (4) se nalačno zobrazuje jen minimálně nebo naopak i velmi výrazně. Ani fokální distribuce v něm však nemá nalačno větší klinický význam. Ve svalovině žaludku (5) a především ve střevech (6) bývá akumulace FDG nehomogenně zvýšena, někdy i dost výrazně, což může činit problémy při odlišení nádoru. Díky mírné difúzní akumulaci FDG v kostní dřeni lze obvykle dobře diferencovat skelet. Vychytávání FDG stoupá při aktivaci dřeně, např. po chemoterapii. Po fyzické zátěži (i s odstupem), nebo není-li pacient lačný, se více zobrazuje kosterní svalovina. 5 Normal pattern of FDG uptake FDG is accumulated intensively by neurones (1) and then cleared via the kidneys (2), thus making imaging of brain or renal tumours more complicated. Any imaging of tumours within the urinary bladder (3) is practically impossible. Another problem arises where ureters cross the iliac vessels, as depots of hot urine can mimic neoplastic involvement of lymph nodes. FDG uptake is often increased in naso- and oropharyngeal lymphatic tissue and in the larynx. Symmetrical findings are usually of no clinical importance. In a fasting state, the myocardium (4) does not usually accumulate FDG, although its uptake can sometimes be very intense. Even focal myocardial uptake is of no clinical importance in a fasting state. FDG uptake is non-homogenous it can sometimes be very intensive in the stomach (5) and intestine (6). This can make it difficult to differentiate from tumour tissue. Bones are visible due to the mild diffuse uptake of FDG in the bone marrow. Uptake is increased in cases of bone marrow activation, e.g. after chemotherapy. Muscles are well distinguished after physical exercise (even after a delay) or in a non-fasting state

19 Zajímavou variantou fyziologického zobrazení vídanou u tenzních pacientů, především mladých žen s nízkým BMI (Body Mass Index) je lehce, ale i výrazně zvýšená akumulace FDG, a to symetricky nuchálně (1), laterálně na krku (2) s propagací retroklavikulárně (3) až pod axily (4) a dále paravertebrálně (5) v rozsahu hrudní páteře a někdy i ventrálně při kaudálním okraji hrudníku (6). Asymetrická akumulace bývá v těchto případech patrná v oblasti horní hrudní apertury s propagací vlevo kaudálně do mediastina (7), dále v oblasti nadledvin, či spíše dorzálně od nich (8, 9). Původní představy, že se jedná o zobrazení drobných svalů či ganglií, byly v poslední době modifikovány díky hybridnímu PET/CT zobrazení a předpokládá se, že se jedná o aktivovanou tukovou tkáň (reziduální hnědý tuk) při termoregulaci či stresu. An interesting variant of physiological FDG uptake can be seen in anxious patients, predominantly at young females with a lower BMI (Body Mass Index). Mild or even very intense symmetrical uptake can be present in the sub occipital region (1), laterally at the neck (2) with propagation along the clavicles (3) to the axillas (4) and also paravertebrally (5) in the region of the thoracic spine and sometimes at the lower margins of the anterior thorax (6). Asymmetrical uptake in these cases can also be seen in the upper thoracic aperture with propagation to the left part of the upper mediastinum (7), and in the dorsal aspect of the region next to the adrenal glands (8, 9). These uptake sites were previously thought to be small muscles or ganglia. Nowadays, thanks to hybrid PET/CT imaging, this increased uptake has been localised to the fatty tissue (residual brown fat). It can be activated by thermoregulation or psychical stress

20 6 Pfiíklady klinického vyuïití 6.1 Nádory mozku Mozková metastáza recidiva Pfiípad 1: Pacientka s metastázou nemalobuněčného plicního karcinomu do mozku, po ozáření Leksellovým gama nožem, byla odeslána k FDG PET pro odlišení radionekrózy od recidivy metastázy při nespecifickém nálezu na MRI. Nález: Výrazné hypermetabolické ložisko temporálně vlevo (1) představuje recidivu metastázy, rozsáhlá oblast hypometabolizmu (2) v okolí je v důsledku kolaterálního edému. Závûr: Následný vývoj prokázal recidivu metastázy, která regredovala 1 po dalším radiochirurgickém zákroku. 6 Examples of clinical use 6.1 Brain tumours Brain metastasis recurrence Case 1: A patient with a suspected brain metastasis of non-small cell lung cancer was sent to FDG PET after radiotherapy by Leksell gamma-knife to distinguish tumour recurrence from radionecrosis after a non-specific MRI result. 2 Finding: The intense hypermetabolic focus in the left temporal lobe (1) represents tumour recurrence; the surrounding large hypometabolism (2) is the result of a collateral oedema. Result: Further clinical follow-up and radiological tests confirmed brain metastasis that regressed after subsequent irradiation. Pfiípad 2: Pacient po nefrektomii pro karcinom ledviny, po chirurgickém odstranění metastázy okcipitálně vpravo, po následném ozáření recidivy Leksellovým gama nožem byl odeslán k FDG PET pro suspekci z další recidivy dle MRI. Nález: Defekt metabolizmu okcipitálně vpravo (1) představuje změny po léčbě, drobné ložisko jen minimálně zvýšené konzumpce glukózy může představovat recidivu (2). Závûr: Další sledování pacienta prokázalo recidivu metastázy. 2 1 Case 2: A patient who had undergone a nephrectomy for renal cancer, resection of a metastasis in the right occipital lobe and irradiation by Leksell gamma-knife, was sent to FDG PET when MRI found suspected tumour recurrence. Finding: There is a metabolic defect (1) following therapy in the right occipital lobe. A small focus of faint uptake could represent tumour recurrence (2). Result: Further follow-up confirmed tumour recurrence. FDG PET nemůže nahradit MRI při primární diagnostice metastáz do mozku. Důvodem je fyziologicky vysoká konzumpce glukózy v šedé hmotě, zhoršující kontrast. Po léčbě však MRI není mnohdy schopna odlišit radionekrózu od recidivy metastázy. Je-li po léčbě v ložisku přítomna i mírně zvýšená akumulace FDG oproti okolí, je recidiva vysoce pravděpodobná; v opačném případě se pravděpodobnost recidivy snižuje, avšak spolehlivě ji vyloučit nelze. Po léčbě Leksellovým gama nožem někdy bývá kolem ozářeného hypometabolického ložiska patrný lem lehce zvýšené konzumpce glukózy, který představuje benigní reparativní změny. FDG PET cannot replace MRI for primary diagnostics of brain metastases, because any physiologically high level of FDG uptake in the surrounding grey matter worsens the contrast. MRI often cannot distinguish between radionecrosis and tumour recurrence after treatment. Even faint uptake of FDG in contrast to the surroundings provides a strong suspicion of tumour recurrence in this case; a negative result reduces the probability but cannot reliably eliminate the possibility of tumour recurrence. Some hypermetabolic margin can be seen around the necrotic irradiated volume after Leksell gamma-knife treatment. This represents benign reparative changes. 20