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1

FISICA delle APPARECCHIATURE per MEDICINA NUCLEARE

(lezione II)

Anno Accademico 2006-2007

Corso di Laurea in Tecniche Sanitarie di Radiologia Medica

per Immagini e Radioterapia

Marta Ruspa

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Gammacamera: componente diffusaPoca energia ceduta all’elettrone, fotone poco deflesso

Massima energia ceduta all’elettrone, fotone diffuso all’indietro

Da dove viene la radiazione diffusa? Dal paziente, se lasciata passare dal collimatore, dallo scintillatore

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Gammacamera: collimatore

Tuttavia….il collimatore non e’ perfetto:

1. i setti hanno spessore ridotto ma non nullo superficie di rivelazione del cristallo schermata anche per fotoni con la direzione giusta (componente assorbita)

2. i fori hanno un’apertura finita: sono trasmessi anche fotoni approssimativamente allineati all’asse dei fori, ma non provenienti dal punto di emissione bensi’ diffusi nel corpo del paziente (componente diffusa)

3. fotoni provenienti dal punto di emissione ma diffusi entro il corpo del paziente o nelle strutture esterne del rivelatore non sono riconosciuti dal sistema di collimazione meccanico e quindi o assorbiti o regolarmente trasmessi come componente diffusa

4. non c’e’ garanzia di assorbimento totale di tutti i fotoni indesiderati, una parte di fotoni che si vorrebbero assorbiti riesce a passare

1. , 3. vanno a scapito dell’efficienza di conteggio, 2. e 4. arrichiscono la componente diffusa

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Gammacamera: componente attenuata

Ricordiamo che:

La misura idealmente dovrebbe riguardare TUTTI E SOLI i fotoni che

arrivano dal punto di emissione; in realta’:

- L’ATTENUAZIONE impedisce che arrivino tutti quelli emessi

- LA DIFFUSIONE fa si’ che arrivino allo scintillatore non sono i fotoni

provenienti dal punto di emissione ma anche fotoni diffusi

L’autoassorbimento dei fotoni nel volume sorgente e’ un fenomeno di

rilevante importanza nell’intervallo di energie di interesse: per ridurre

del 50% l’intensita’ di un fascio collimato di fotoni di 140 KeV e’

sufficiente uno spessore di acqua inferiore a 5 cm dotazione si

sistemi trasmissivi per l’acquisizione simultanea a quella emissiva (vedi

tecniche multimodali nella tomografia SPECT)

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Gammacamera: rivelatore

La luce di scintillazione e’ emessa in modo isotropo. Viene raccolta dai PM affacciati al cristallo in misura tanto maggiore quanto piu’ un PM e’ vicino al punto di interazione.

La quantita’ di luce emessa dal cristallo scintillante e’ proporzionale all’energia dissipata dai fotoni. Mantenendo la proporzionalita’ nelle successive fasi di trasformazione dell’impulso luminoso in impulso elettrico e d’amplificazione e trattamento di quest’ultimo e’ poi possibile discriminare gli impulsi stessi sulla base della loro energia, selezionando per il conteggio solo quelli in un intervallo di interesse.

IN QUESTO MODO, NEI LIMITI DELLA RISOLUZIONE ENERGETICA DELLO SCINTILLATORE, SI ELIMINA LA RADIAZIONE DIFFUSA (COMPTON)

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Gammacamera: ricostruzione x-y

L’originale ottica di Anger per il posizionamento degli impulsi era essenzialmente una sorta di calcolatore analogico che permetteva di eseguire una media pesata della quantita’ di luce raccolta da ogni PM, in modo da ricavare con buona approssimazione la posizione dell’ evento scintillante.

Nelle moderne gamma-camere tutte queste operazioni sono svolte in modo digitale: segnali provenienti dai PM sono prontamente digitalizzati dai convertitori analogico-digitali, associati in ragione di uno per ogni PM o gruppo di PM, in modo che le operazioni di somma algebrica dei segnali, pesatura e normalizzazione sono effettuate numericamente da un sistema digitale di elaborazione.

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Buona risoluzione spaziale (la larghezza a meta’ altezza della distribuzione dei conteggi di una sorgente elementare). Risoluzione tipica di 3.5 mm.

Elevata efficienza di conteggioCristalli rettangolari, con dimensioni fino a 50x40cm. Spessore tipico di 3/8 di pollice, pari a circa 9.5 mm, che garantisce una efficienza ottimale per energie dei fotoni fino a 150 Kev (99Tc e 201Tl). Per indagini con In e I ricorso a cristalli con spessore di 5/8 di pollice.

Spessore del cristallo Energie del nuclide Ampie dimensioni

Adeguata velocita’ di risposta

Costo contenuto

Gammacamera: rivelatore

Requisiti

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Gammacamera: spessore del cristallo

Con lo spessore aumenta l’efficienza (aumenta la quantita’ di fotoni misurabili) e diminuisce la risoluzione (aumenta l’assorbimento della luce di scintillazione)

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Gammacamera: risoluzione spaziale

La risoluzione spazial

La risoluzione spaziale della gammacamera dipende- dalla risoluzione geometrica del collimatore- dalla risoluzione intrinseca del rivelatore- dal numero di fotomoltiplicatori- dall’ottimizzazione degli algoritmi di ricostruzione delle posizioni

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Gammacamera: fotomoltiplicatore

Il fotomoltiplicatore e’ una valvola di vetro, ad elevato grado di vuoto, entro il quale si trova una serie di elettrodi detti dinodi. Tra le successive coppie di dinodi e’ applicata una differenza di potenziale.

I fotocatodo e’ ricoperto di materiale fotoemittente ed emette elettroni quando viene colpito dalla luce di scintillazione.

Gli elettroni vengono attirati verso il secondo dinodo, ad un superiore livello di potenziale.

Anche il secondo dinodo e’ ricoperto di materiale emittente: gli elettroni si moltiplicano nell’impatto.

E cosi’ via ogni elettrone sara’ in grado di produrre n nuovi elettroni ciascuno dei quali potra’ a sua volta produrne n nell’impatto sullo stadio successivo. - Fattore di moltiplicazione totale nell’ordine di 109

- Una decina di stadi - Differenza di potenziale tra il primo e l’ultimo dinodo di centinaia di V

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Lettino porta paziente: - basso coefficiente di attenuazione- gradi di liberta’ di movimentazione- posizionamento semiautomatico

Stativo di posizionamento del rivelatore:

- necessita’ di proiezione da angoli differenti

- minimizzazione della distanza paziente-collimatore

Gammacamera: sistema di posizionamento

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Rappresentazione dell’immagine in formato digitale Tecniche di visualizzazione Tecniche di processing Correzione degli artefatti Archiviazione

In passato oscilloscopio interfacciato con camera a lastra

Gammacamera: elaboratore

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Collimatori a fuoco variabile per compensare l’attenuazione e migliorare la risoluzione e l’efficienza nella regione di interesse dell’immagine.

Cristalli “curved plate”, circa 1 mm di guadagno in risoluzione attraverso l’ottimizzazione della minima distanza dal corpo del paziente.

Dispositivi a semiconduttore (Si, Ge,…)

- eccellente risoluzione spaziale

- dimensioni di interesse per l’imaging

- MA necessita’ di un sistema di raffreddamento e costi elevati

Gammacamera: nuove tecnologie

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Immagini planari

Contributi dell’attivita’ sopra e sotto il piano rappresentato

Limite intrinseco dell’imaging planare

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Immagini tomografiche: SPECT

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Gantry NUMERO E DISTANZA ANGOLARE DELLE PROIEZIONI

- numero e geometria delle testate singole, doppie, triple

Caratteristiche dei sistemi SPECT

Requisiti in aggiunta a quanto detto per la gammacamera

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Caratteristiche dei sistemi SPECT

Numero e geometria delle testate

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Gantry NUMERO E DISTANZA ANGOLARE DELLE PROIEZIONI

- numero e geometria delle testate singole, doppie, triple

- orbita e modi di rotazione circolare, ellitticabody contourning (si tenga presente che l’obiettivo e’ sempre quello di minizzare la distanza tra il paziente e il collimatore per migliorare la risoluzione); inseguimento automatico del contorno del paziente con sensori infrarossi o premorizzazione

- rapida sostituibilita’ dei collimatori

Caratteristiche dei sistemi SPECT

Requisiti in aggiunta a quanto detto per la gammacamera

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Caratteristiche dei sistemi SPECT

Orbita del gantry e modi di rotazione

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Gantry NUMERO E DISTANZA ANGOLARE DELLE PROIEZIONI

- numero e geometria delle testate singole, doppie, triple

- orbita e modi di rotazione circolare, ellitticabody contourning (si tenga presente che l’obiettivo e’ sempre quello di minizzare la distanza tra il paziente e il collimatore per migliorare la risoluzione); inseguimento automatico del contorno del paziente con sensori infrarossi o premorizzazione

- rapida sostituibilita’ dei collimatori

Sistema di acquisizione e processing- algoritmi di ricostruzione dell’immagine e correzione- regolazione della durata dell’esame (accumulo di statistica verso effetti cinetici indesiderati)

Caratteristiche dei sistemi SPECT

Requisiti in aggiunta a quanto detto per la gammacamera

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Attivita’ condensata in un bin

Retroproiettata ad ogni angolo

Ricostruzione nei sistemi SPECT

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L’algoritmo di ricostruzione dovrebbe modellizzare gli effetti di attenuazione (per ridurre del 50% l’intensita’ di un fascio collimato di fotoni di 140

KeV e’ sufficiente uno spessore di acqua pari a 5 cm…) mappatura dei coefficienti di attenuazione per mezzo di sistemi trasmissivi e fusione di immagini emissive e trasmissive

diffusione risposta geometrica del collimatore risposta non omogena del cristallo …

Tecniche correttive nei sistemi SPECT

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Fisica nella medicina nucleare diagnostica

- tecniche con fotone singolo tecniche con emettitori β+

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Positron Emission Computer TomographyTomografia Computerizzata ad Emissione di Positroni

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E’ l’antiparticella dell’elettrone.Stessa massa dell’elettrone, carica opposta.Puo’ essere prodotta solo in associazione con un e- o un neutrino.

Si annichila con l’elettrone, producendo due fotoni

γγ ee

Se l’annichilazione avviene a riposo:

• i due sono emessi in direzioni opposte

• E = me·c2 = 511 keV

E=m·c2

Che cos’e’ il positrone?

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Positron Emission Computer TomographyNella PET il positrone viene emesso in un decadimento β+ nucleare. Percorre quindi uno spazio proporzionale alla sua energia cinetica prima di annichilare con un elettrone della materia circostante e generare due fotoni da 511 KeV emessi contemporaneamente a 180o tra di loro.

I due fotoni attraversanopercorsi diversi nel tessuto e vengono rivelati in concidenza: dalle due misure di diversa attenuazione si riesce a risalire al punto in cui i fotoni sono stati emessi.

N.B.: non si rivela il punto di emissione ma il punto di annichilazione limite intrinseco della risoluzione spaziale

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Radioisotopi emettitori di positroni

Per mezzo di immagini della distribuzione dei traccianti sono possibili valutazioni non invasive di svariati processi metabolici, di neurotrasmissione e di binding recettoriale, cosi’ come misure di processi fisiologici come il flusso sanguigno e studi selettivi e non invasivi della distribuzione regionale e della cinetica di svariati processi biochimici.

Isotopi di bio-elementi!

Non esistono isotopi dell’idrogeno emittenti positroni ma il 18F puo’ esserne un sostituto

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18F T1/2=109,8 min

Studio del metabolismo dello zucchero.

Aumentato utilizzo incellule tumorali.

Il radiofarmaco piu’ utilizzato in assoluto e’ il fluoro deossiglucosio (FDG) che e’ un analogo del glucosio avente il gruppo ossidrilico sul C2 sostituito da un 18F. L’FDG viene incorporato nelle cellule utilizzando i medesimi sistemi di trasporto del glucosio.

Radioisotopi emettitori di positroni: FDG

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UN ESEMPIO: bisogna rivelare contemporaneamente i due fotoni che, emessi in P, giungono ai rivelatori 1 e 8 eliminando tutti i segnali spuri non coincidenti.

P

Rivelatore 1

2

3

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Rivelatore 8

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Struttura esagonale

Struttura circolare

Ogni rivelatore può essere incoincidenza con ognuno dei rivelatori del piano opposto.(elevata efficienza dei sistemi PET rispetto all’imaging a fotone singolo)

Per avere un campionamentospaziale e angolare completo siruota l’intera struttura di 60o in passi di 5o .

Anello circolare di rivelatori.

Disposizione dei rivelatori

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In (a) i fotoni non collineari, come nelle annichilazioni originate in B e C, non danno luogo a coincidenza e vengono trascurate dal dispositivo. I fotoni originati in A sono invece collineari.

Vista frontale (a) e dell’alto (b) di un dispositivo PET