Technology Assesment_definitiva - Corsi

Technology Assessment
Che cos’è e a cosa serve
Il Technology Assessment ( di seguito: T.A.) si pone è mirato a fornire ad amministratori e decisori
della sanità le informazioni necessarie per fare scelte appropriate sul piano economico e gestionale.
Essenzialmente i processi di TA cercano di valutare in modo complessivo i costi e i benefici
conseguenti all’adozione e all’uso di una determinata tecnologia.
Che metodo utilizza
Elementi essenziali del processo di T.A. sono :
-identificazione del quesito da affrontare;
-trasformazione del quesito in domande in cui è possibile dare una risposta sulla base delle
informazioni scientifiche disponibili;
-descrizione e valutazione dello stato attuale dell’utilizzo della tecnologia oggetto d’indagine;
-revisione sistematica delle informazioni relative all’ efficacia, all’efficienza ed alla sicurezza della
tecnologia;
-valutazione implicazioni sanitarie, organizzative e sociali dell’uso della tecnologia;
-identificazione delle possibili decisioni da assumere in funzione delle valutazioni emerse dai punti
precedenti e presentazione delle raccomandazioni principali.
Quali contenuti
Caratteristiche principali del TA sono l’enfasi nell’utilizzo di metodi di valutazione scientifici e
trasparenti, nonché l’assunzione di una prospettiva di valutazione ampia, capace di affrontare non
solo le implicazioni cliniche ma anche quelle organizzative, gestionali, economiche e sociali
dell’uso di una tecnologia.
A cosa si applica
Esempi tipici di esercizi di T.A. che hanno prodotto serie di raccomandazioni per la pratica clinica
riguardano i rapporti – preparati da diverse agenzie internazionali, sullo screening mammografico,
sull’utilizzo di tecnologie chirurgiche, e sull’uso di tecnologie diagnostiche.
Comunque il termine più comunemente usato nell’ambito della sanità è Health Technology
Assessment.
Che cos’è l’ Health Technology Assessment (HTA)?
L’acronimo HTA indica tre termini inglesi:
-Health = salute
-Technology = procedura, tecnica, struttura;
-Assessment = valutazione.
Perché l’HTA?
Nell’assistenza sanitaria, siamo ancora molto lontani dall’aver dimostrato con certezza la necessità
e l’appropriatezza di molte prestazioni mediche. E’ noto, infatti, che a seconda della situazione la
medesima prestazione può essere necessaria e appropriata, ma anche inappropriata e perfino
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dannosa. Attualmente, si stima che la percentuale degli interventi sanitari la cui efficacia è
scientificamente provata oscilli, a seconda delle discipline mediche, dal 30 all’80%.
Purtroppo, la crescita costante dell’offerta sanitaria ha prodotto non soltanto dei benefici, ma anche
alcuni effetti indesiderati; è ormai assodato che una maggiore disponibilità di prestazioni sanitarie
può anche determinare un eccesso di trattamenti, con tutti gli svantaggi che ne derivano,
inconvenienti che sovente sono maggiori dei benefici.
Stanziare maggiori risorse per la sanità, quindi, non vuol dire necessariamente ottenere più salute
nella popolazione. Ecco perché, di fronte all’incremento costante della spesa sanitaria, causata sia
dall’invecchiamento della popolazione, sia dal progresso incalzante di tecnologie sempre più
costose, diversi paesi stanno adottando l’HTA come strumento di valutazione delle prestazioni
mediche. La sanità è un’importante impresa economica, scientifica e sociale per tutti i paesi
dell’OCSE. Ha contribuito ad allungare la vita umana e a ridurre il dolore, il rischio di malattie e le
condizioni d’invalidità DATI…... Tuttavia, negli ultimi decenni, le attività associate alla salute
hanno assorbito crescenti porzioni del P.I.L.. Nel 1990 la spesa media per le cure sanitarie nei paesi
dell’OCSE ammontava al 7,3% del P.I.L.. Nel 2001 questa media era salita all’8,4%, segnando un
aumento che superava del 15% la crescita del P.I.L. Nel contesto della minor crescita economica,
dell’invecchiamento della popolazione e dell’aumento dei prezzi delle cure sanitarie e del loro uso,
molti governi dell’OCSE si preoccuparono della sostenibilità dei finanziamenti assegnati alla sanità
pubblica. L’HTA è dunque una metodologia per valutare le prestazioni sanitarie erogate o
comunque disponibili, e pianificare e gestire in modo più funzionale l’assistenza ai cittadini.
Nella fattispecie, il termine “tecnologie” si riferisce tanto agli interventi terapeutici e riabilitativi
quanto agli strumenti, alle apparecchiature, alle procedure mediche e chirurgiche, ai protocolli
d’intervento e d’assistenza, alle applicazioni informatiche (per esempio, la cartella clinica
elettronica), e non ultimo ai sistemi organizzativi e gestionali. L’HTA valuta quindi l’efficacia
sperimentale (in termini d’efficacia assoluta o efficacy), l’efficacia pratica (detta “efficacia relativa”
o effectiveness) e l’efficienza (efficiency) di ciascuna “tecnologia” che prende in esame.
Efficacia :
questo termine traduce la parola inglese “effectiveness”; nel contesto dei sistemi socio-sanitari con
“efficacia” si intende la capacità, da parte di un intervento o di una prestazione, di raggiungere gli
obiettivi per i quali è stato effettuato e il beneficio e/o l’utilità che un individuo o una popolazione
non selezionata riceve dall’offerta di un servizio, trattamento, programma di intervento di cui sia
stata preliminarmente valutata la “efficacia clinica” (in inglese “efficacy”) nella popolazione target
di uno studio clinico. L’efficacia clinica si valuta nel contesto di studi sperimentali (per esempio, i
randomised controlled trials), che mettano a confronto una procedura diagnostica o una terapia con
altra strategia o trattamento somministrati in un gruppo di controllo, nella situazione ideale in cui
tutti i soggetti seguono il trattamento cui sono stati assegnati con randomizzazione, esattamente
come prescritto dal protocollo sperimentale.
Efficienza :
traduzione della parola inglese “efficienty”, è il rapporto tra risorse impegnate ed ottenimento dei
risultati in tutte le caratteristiche essenziali della qualità: appropriatezza, accessibilità, gradimento,
ma soprattutto efficacia. E’ importante non confondere questo concetti di efficienza con quello
derivato da culture non sanitarie, inteso come massimo numero di prestazioni rispetto alle risorse
impiegate. La pratica clinica più “efficiente” è quella che migliora di più lo stato di salute della
popolazione oggetto della prestazione in rapporto ad un determinato budget. L’efficienza viene
solitamente analizzata verificando se i mezzi impiegati per raggiungere uno scopo avrebbero potuto
essere meglio impiegati investendoli in diversa maniera. Per esempio, i costi del rimborso pubblico
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di una terapia di disassuefazione al fumo potrebbero essere messi a confronto con i risultati di una
campagna informativa anti-fumo o dell’attuazione di una legge più restrittiva nei confronti dei
fumatori.
Al livello minimo, l’H.T.A. mirata per certe tecnologie biomediche affronta la sicurezza e
l’efficacia di quelle tecnologie; in altre parole, che cosa comportano i rischi per i pazienti e se sono
giustificati rispetto ai possibili benefici alla salute; e se le tecnologie biomediche forniscono esiti
benefici alla salute e come quegli esiti per la salute si possono comparare a tecnologie alternative.
Molto spesso l’HTA comprende la valutazione economica, in genere come analisi costo-efficacia
(cost efficacy analisys: CEA). E’ importante osservare che la CEA si pone un quesito diverso
dall’analisi costo-beneficio ( cost-benefit- analisys: CBA). La CBA e la CEA pongono un quesito
simile a livello generale, cioè “le spese di un investimento sono giustificate dai suoi costi?”. A
differenza della CBA, la CEA valuta gli esiti in unità naturali del beneficio alla salute piuttosto che
in termini monetari. Idealmente queste misure sono un’unità pluridimensionale come gli anni di vita
migliorati per quanto riguarda la qualità oppure un’unità di anni di vita salvati; o, in via meno
ideale, unità quali il numero di eventi di morbilità evitati (esempio: il costo di un infarto miocardico
acuto evitato).
Il quesito specifico della CEA tende ad essere: “se una tecnologia è in grado di fornire benefici netti
a livello di salute della comunità, e se la tecnologia costa di più delle possibili alternative (e in
genere costano di più), qual’è il costo per unità di beneficio per la salute ed è un investimento utile
per la comunità?”.
Gli obiettivi
L’HTA si propone di valutare la reale efficacia degli interventi medici, l’appropriatezza, e
l’efficienza con cui sono adottati, i loro miglioramenti qualitativi, i benefici clinici e organizzativi,
il loro consenso sociale e così via, suggerendo di conseguenza come gestirli, promuoverli o
scoraggiarli. In questo caso, l’HTA incide direttamente sulle scelte che riguardano l’utilità clinica
ed economica delle tecnologie sanitarie: se infatti vogliamo evitare che l’incremento della spesa
sanitaria spinga a razionare le prestazioni, dobbiamo razionalizzare l’uso delle risorse disponibili,
trasferendole dalle prestazioni meno efficaci a quelle di cui sia stata provata l’utilità e la necessità.
L’HTA è la valutazione sistematica di procedure e tecnologie impiegate nell’assistenza sanitaria
alla popolazione, messa in atto raccogliendo e valutando le conoscenze e i dati della ricerca in
materia, riassumendoli in un apposito rapporto, traendo le relative conclusioni e fornendo tutti i
suggerimenti operativi necessari per il sistema sanitario. Le scelte compiute nella sanità e nella
politica sanitaria vanno adottare in base a dati scientifici e certi, e devono essere basate sulle prove
desunte dalla ricerca clinica sperimentale rigorosamente condotta (evidence-based). L’HTA, quindi,
aiuta a prevenire l’erogazione di prestazioni inefficaci, inappropriate o superflue nell’ambito del
sistema sanitario, contenendo così la spesa che comporterebbero e migliorando la qualità
complessiva dell’assistenza medica.
Il rapporto HTA
Il risultato d’ogni valutazione oggettiva è riassunto nel cosiddetto “rapporto HTA”, che si articola
nei seguenti capitoli:
-presentazione dei dati scientifici più aggiornati su una determinata metodologia diagnostica o
intervento terapeutica, redatta in modo trasparente, comprensibile ed obiettivo (evidence-based);
-discussione sulla sua rilevanza clinica;
-confronto con altri metodi;
-analisi delle ripercussioni sulla spesa sanitaria della procedura in questione.
Il rapporto tra l’HTA e l’Evidence-based Medicine (EBM)
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L’EBM si propone di confrontare tra loro diversi risultati della ricerca clinica, puntando soprattutto
a verificare l’efficacia degli interventi sanitari; si tratta di una metodologia di analisi
particolarmente utile nell’assunzione delle decisioni cliniche quotidiane. L’HTA, invece, si spinge
oltre la mera valutazione dell’efficacia degli interventi terapeutici e fornisce indicazioni sulle
strategie di prevenzione (per esempio sull’utilità dello screening), sugli interventi a carattere
riabilitativo, sulle strategie di ottimizzazione medica ed economica, sulla gestione e
programmazione delle strutture sanitarie, sulle intricate questioni legate all’allocazione delle risorse.
Di conseguenza, l’HTA crea un collegamento diretto tra la ricerca e le scelte concrete di politica
sanitaria. Da quanto detto, emerge che l’HTA e l’EBM sono due discipline che si integrano a
vicenda. Il valore aggiunto che l’HTA può garantire alla politica sanitaria dipende anche dalla
continuità del suo impiego e dalla complessità dei fattori presi in considerazione.
Conclusioni
Le tecnologie biomediche possono conferire grandi benefici alla salute, ma possono rappresentare
metà dell’incremento dei costi della sanità. (DATI)
Coloro che occupano un ruolo decisionale nella sanità affrontano il compito difficile di utilizzare le
opportunità create dalle tecnologie biomediche, allo stesso tempo assicurandosi che il sistema
sanitario resti sostenibile ed equo. In aggiunta a questa sfida ci sono talvolta le pressioni conflittuali
e le esigenze dei pazienti (chi paga le tasse), del personale sanitario, dei produttori di nuove
tecnologie e di una gamma di altri gruppi di pressione.
Le prove obiettive sono di importanza fondamentale nel contribuire a risolvere esigenze conflittuali
per raggiungere un accordo trasparente sul percorso ottimale da seguire. Senza prove, la
comprensione e la diffusione delle tecnologie saranno più probabilmente influenzate da un’ampia
gamma di fattori sociali, finanziari, professionali e istituzionali, e potrebbero non produrre livelli
ottimali sugli esiti per la salute. L’HTA è una forma di accertamento che considera non solo
l’efficcia delle tecnologie ma anche il loro più ampio impatto, comprese le problematiche legali e
sociali oltre all’efficienza. Il ruolo dell’HTA è molto apprezzato da coloro che sono chiamati a
prendere decisioni e svolgere un ruolo sempre maggiore in molti paesi dell’OCSE.
Cenni di storia
La radiologia deve le sue origini a degli esperimenti effettuati a partire dal 1895 dal primo premio
Nobel per la fisica Wilhelm Conrad Roentgen (1845-1923). Egli, per primo si accorse di uno strano
fenomeno di luminescenza dato dal fluire di corrente elettrica all’interno di un tubo di vetro nel
quale era stato creato il vuoto. Egli chiamò questo fenomeno radiazione X o raggi-X. Roentgen
scoprì che gli oggetti metallici non lasciavano passare le radiazioni, le quali invece attraversavano
molto bene il legno, la carta ed altri materiali. Ma la cosa più sorprendente era che, se al posto del
legno veniva interposto un arto, questo appariva come trasparente, lasciando però vedere l’intera
sua struttura ossea. L’anno dopo, un altro fisico, Henri Becquerel (1.852-1.908), si interessò alle
potenzialità dei raggi-X. Egli diede inizio nel 1896 allo studio della fisica nucleare. In quell’anno
Henri Becquerel fece un’importante scoperta : nei suoi esperimenti sulla fosforescenza trovò che
certi minerali (che contenevano uranio) impressionavano le lastre fotografiche anche quando queste
erano protette in modo da escludere la presenza di luce. Era chiaro che il minerale emetteva qualche
nuovo tipo di radiazione che, a differenza dei raggi-X, si verificava senza alcuno stimolo esterno.
Questo fenomeno fu alla fine chiamato radioattività. Poco dopo la scoperta di Becquerel, Marie
Curie (1.867-1.934) e suo marito Pierre Curie (1.859-1.906) isolarono 2 elementi prima sconosciuti,
che risultavano altamente radioattivi. Li chiamarono Polonio e Radio. A questi ne seguirono presto
anche altri.Si trovò che in tutti i casi la radioattività non veniva influenzata da alcun trattamento di
tipo fisico o chimico per quanto violento, inclusi un forte riscaldamento o raffreddamento e l’azione
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di potenti reagenti chimici. Era chiaro che l’origine della radioattività doveva trovarsi nella
profondità dell’atomo e quindi provenire dal nucleo. Ben presto emerse che la radioattività era il
risultato della disintegrazione o decadimento di un nucleo instabile. Alcuni isotopi non sono stabili
sotto l’azione della forza nucleare, e quindi decadono con emissione di alcuni tipi di radiazione o
raggi. Esistono molti isotopi instabili in natura e la radioattività che essi emanano è chiamata
radioattività naturale. In laboratorio si possono produrre altri isotopi instabili per mezzo di reazioni
nucleari (come oggi avviene in medicina nucleare ed in PET, con la formazione dei radioisotopi o
traccianti) : si dice quindi che sono prodotti artificialmente e si parla di radioattività artificiale.
Quando il mondo venne a conoscenza della scoperta di Roentgen, diversi altri studiosi resero
possibili le sue applicazioni pratiche. La possibilità di guardare all’interno del corpo umano, apriva
delle nuove ed incredibili possibilità per la medicina. L’utilizzo dei raggi-X si diffuse molto
velocemente in tutta l’Europa e negli Stati Uniti e la diagnostica per immagini cominciò a diventare
una branca della medicina a se stante. L’avvento della Diagnostica per Immagini diede la possibilità
di prevedere l’insorgere di diversi tipi di malattie. Permise, inoltre, ai medici, di avere maggiori e
più precise informazioni sulle quali basare le proprie osservazioni. I primi passi evolutivi furono
indirizzati soprattutto verso lo sviluppo di strumentazioni che permettessero un maggiore controllo
sul flusso dei raggi-X. Parallelamente, lo sviluppo di nuove tecniche per la stampa delle immagini
radiografiche (pellicole al posto di lastre), permise di ottenere immagini sempre più nitide e
significative. A partire dagli anni ’70 del XX secolo, la Diagnostica per Immagini ebbe a sua
disposizione i calcolatori elettronici. Si apriva l’era della Radiologia Digitale. I primi esperimenti in
tal senso si debbono all’ingegnere inglese Godfrey Hounsfield. Egli, nel 1972, inventò la
Tomografia Computerizzata. Il concetto alla base di questa invenzione è abbastanza semplice: una
volta fatte diverse radiografie alla stessa regione del corpo ma da angoli leggermente differenti, un
computer può prelevare le informazioni contenute nelle immagini e creare una vista virtuale
dell’area interessata. Un ulteriore sviluppo della radiologia si ebbe con la sostituzione delle pellicole
radiografiche da parte di lamine sensibili (fosfori di memoria), o, più recentemente, da sensori a
carica elettrica (CCD sensor). Questi supporti sono, in pratica, come dei fogli con tanti occhi sopra.
Ogni occhio si ricorda quanta luce ha visto e con quanta intensità l’ha percepita. Appositi lettori si
occupano di recuperare queste informazioni e ricostruire l’immagine radiologica. I vantaggi di
questo tipo di tecniche sono molteplici: la possibilità di elaborare elettronicamente le immagini per
esaltarne alcune caratteristiche salienti, la possibilità di conservare le immagini in supporti più
durevoli, etc.... Sicuramente uno dei maggiori vantaggi è dato dalla minore quantità di radiazioni
necessarie per effettuare l’esame. A più di un secolo dalla sua scoperta la radiologia è ancora
necessaria e fondamentale per la diagnosi medica. Esistono altre tecniche che sfruttano fonti di
energia differenti (gli ultrasuoni per l’ecografia; i campi magnetici e le radioonde per la risonanza
magnetica nucleare), ma i raggi-X sono, a tutt’oggi una risorsa necessaria e imprescindibile.
Tomografia Computerizzata (TC).
Introduzione
La tomografia computerizzata (TC) ha rappresentato una rivoluzione nel campo della diagnostica
per immagini sia per le sue caratteristiche tecniche, sia per le indicazioni di impiego che si sono
progressivamente ampliate e precisate. Negli anni 1972/73 Hounsfield e Ambrose riportarono le
loro esperienze preliminari con un prototipo di sistema TC, ma, come per tutte le scoperte
scientifiche, la tecnologia TC rappresentava in realtà la sintesi di numerosi acquisizioni scientifiche
ottenute nel tempo. Infatti già nel 1956 e 1961 Cormack e Holdendorf avevano realizzato sistemi
concettualmente paragonabili a quelli di Hounsfield, mentre nel 1917 Radon aveva per primo messo
a punto una tecnica di “ricostruzione da proiezioni”, che è uno dei fondamenti della tecnologia TC.
Ad Hounsfield ed a Cormack venne conferito nel 1979 il premio Nobel per la medicina per aver
scoperto – in modo indipendente – il procedimento tomografico computerizzato, che, superando i
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limiti naturali delle metodiche radiologiche convenzionali, apriva la via a nuove esaltanti possibilità
diagnostiche. Nella radiologia tradizionale l’immagine radiografica dipende dall’assorbimento
totale del fascio di fotoni X da parte del corpo del paziente; l’informazione è “sintetica”,
rappresentando cioè la sovrapposizione della densità di ogni punto. Da ciò derivano tre
fondamentali limiti, che Hounsfield rivelò e si propose di superare: l’impossibilità di ottenere da
un’immagine radiografica bidimensionale tutta l’informazione contenuta in una regione di esame
tridimensionale, l’impossibilità di discriminare i tessuti molli se non facendo ricorso a M.d.C. e
l’impossibilità di attuare misure quantitative di assorbimenti regionali della radiazione X. La
tomografia convenzionale è una tecnica radiografica-volumetrica che produce l’immagine di uno
strato singolo e quindi i dati ottenuti possono essere considerati “analitici”, riguardanti cioè la sola
struttura inclusa nello strato selezionato. Tale tecnica rappresenta comunque una serie di limitazioni
che condizionano la qualità dell’immagine, quali, ad esempio, la ridotta definizione a causa della
distanza dal piano focale e il basso contrasto per l’effetto di sfocamento degli strati sopra e
sottostanti a quello selezionato.
Natura e ruolo della tomografia computerizzata
La TC è un procedimento radiografico digitalizzato che permette di rappresentare sezioni assiali o
parassiali di spessore finito del corpo umano tramite immagini esenti da sovrapposizioni e da
cancellazioni, caratterizzate da un’elevatissima risoluzione contrastografica. I valori di densità dei
singoli elementi di volume in cui viene suddiviso lo strato in esame si traducono in corrispondenti
tonalità di grigio sull’immagine. Si effettua in pratica la misura di una mappa di valori di
assorbimento e la sua trasformazione in una mappa di grigi. Nella ricostruzione dello strato, la sua
superficie viene suddivisa in una matrice di elementi di dimensioni uniformi – PIXELS -. Elementi
di volume di dimensioni uniformi – VOXELS – risultano quindi definiti stabilendo lo spessore
dello strato. La TC è stata la prima metodica di “imaging” diagnostico, ad avvalersi del computer ed
ha aperto la via dell’”imaging” digitale. Il sistema di misura costituito da una sorgente radiogena e
da un detettore, allineati e contrapposti, opera una scansione lineare sul piano tomografico lungo
tutta la sezione trasversale interessata. Segue una rotazione del sistema di misura di circa 1° alla
quale succede una nuova scansione lineare in senso opposto e così via fino a che non sia stata
completata una rotazione complessiva di almeno 180°. Durante l’interio procedimento di scansione
il segnale di misura, ottenuto da un pennello raggi finemente collimato, viene campionato,
digitalizzato e trasmesso ad un computer. Questo calcola dai valori di misura la distribuzione
bidimensionale di valori di assorbimento dello strato in esame, la quale infine, dopo la
commutazione in segnale video, permette di rappresentare l’immagine della sezione sul monitor
televisivo.
Evoluzione delle apparecchiature
Il progresso tecnologico della TC è avanzato lungo le seguenti principali direttrici:
-sviluppo di nuovi sistemi, fondati su differenti principi di scansione, nell’intento prioritario di
abbreviare il tempo di raccolta delle misure;
-sviluppo ed utilizzo di nuovi e più perfezionati componenti d’impianto al fine di migliorare la
qualità dell’immagine ed allo stesso tempo di aumentare l’efficienza operativa ed il comfort;
-sviluppo di sistemi di calcolo più efficienti al fine di ridurre il tempo di attesa dell’immagine,
migliorare la qualità della stessa ed aumentare il flusso degli esami;
-sviluppo di software applicativi per l’esecuzione di esami funzionali e l’incremento delle
possibilità di post-processing.
Tappe evolutive della TC
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Nell’intento di migliorare le prestazioni riducendo il tempo di misura sono stati sviluppati ed
introdotti nell’esercizio clinico tomografi computerizzati realizzati secondo i quattro fondamentali
principi di scansione.
a)L’impianto a scansione parallela per mezzo di un singolo pennello raggi, che viene
alternativamente traslato e ruotato, utilizza in modo assolutamente scarso la radiazione del tubo
radiogeno e richiede un lungo tempo di misura.
b)L’impianto a scansione parallela per mezzo di più pennelli raggi offre un miglior utilizzo della
radiazione emessa e porta quindi ad abbreviare il tempo di misura.
c)L’impianto con fascio a ventaglio presenta una rotazione solidale intorno al paziente della
sorgente radiogena e di un sistema rivelatore ad essa contrapposto ed allineato.
d)L’impianto ad anello di detettori ha una corona fissa di rivelatori, lavora con un fascio a forma di
ventaglio piatto di apertura tale da investire simultaneamente tutta la sezione trasversale del corpo e
richiede pertanto solo un movimento di rotazione della sorgente radiogena. Il sistema di tipo a), a
traslazione rotazione con rivelatore singolo, fu concepito da Hounsfield e venne prodotto su scala
industriale dal 1973 al 1975. Questi apparecchi furono in seguito classificati in letteratura come di
prima generazione.
Il sistema di tipo b), a traslazione-rotazione con catena di rivelatori, fu prodotto industrialmente dal
1974 al 1979. In esso un fascio di raggi a ventaglio di apertura limitata – da un minimo di 3° ad un
massimo di 20°- investiva una serie di rivelatori allineati, il cui numero era pure compreso fra un
minimo di 3 ad un massimo di 30 elementi. Permaneva quindi il principio di acquisizione
precedente, ma risultava nettamente abbreviato il tempo di scansione.
Il sistema di tipo c), a rotazione solidale del tubo radiogeno e dell’arco detettore fu presentato nel
1974 ed introdotto nel 1975. Su questo sistema –detto di terza generazione- si sono orientati
decisamente tutti i grandi costruttori radiologici e su di esso è ricaduta negli ultimi anni per oltre il
90% la scelta degli utilizzatori mondiali. Esso consente, in virtù dell’ottimale sfruttamento
dell’emissione del tubo e della semplificazione del movimento di scansione, di raccogliere un
grande numero di dati di misura in un tempo ridotto in modo drastico rispetto a quello conseguibile
col sistema traslo-rotatorio. Il fascio radiante è un sottile ventaglio di apertura tale da inquadrare
completamente un campo di misura di circa 50 cm di diametro, investendo infine un sistema
detettore costituito da diverse centinaia di rivelatori assemblati compatti su un arco di cerchio
centrato sul fuoco del tubo radiogeno. L’acquisizione avviene tramite un movimento di rotazione
sincrono della sorgente radiogena e dei rivelatori per un angolo tipico di 360°.
Il sistema di tipo d) con il sistema detettore ad anello completo –detto di quarta generazione- fu
presentato nel 1976 ed introdotto nel 1977, suscitando un forte interesse che tuttavia è andato di
anno in anno scemando.
Anche in questo caso il fascio radiante è rappresentato da un sottile ventaglio di apertura tale da
avvolgere tutto il campo di misura, mentre i rivelatori sono disposti lungo una corona circolare
completa. Soltanto la sorgente radiogena ruota percorrendo una circonferenza concentrica interna a
quella dei rilevatori, mantenendo l’asse del fascio raggi centrato rispetto al campo di misura. Il
fascio radiante assumendo incidenze diverse rispetto all’oggetto in esame viene ad interessare via
via rilevatori diversi fino al completamento della rotazione. Come non trascurabili punti critici
devono essere citati la non favorevole geometria di scansione e la pratica impossibilità di attuare
efficaci misure di attenuazione della radiazione diffusa.
Stato dell’arte: TC volumetrica con sistemi a rotazione continua
Le prestazioni sopra descritte sono da considerarsi ben corrispondenti alle esigenze dell’esame TC
sui distretti anatomici non soggetti a movimenti, mentre non lo sono per i distretti critici soggetti a
movimenti respiratori, in particolare su pazienti non collaborativi e per esami TC funzionali. Sono
stati così sviluppati ed introdotti nell’esercizio clinico Tomografi Computerizzati di nuova
concezione e tecnologia, con rotazione continua di tutto il complesso di misura. Nel processo di
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sviluppo tecnico e di applicazione diagnostica si possono distinguere due momenti: un primo
periodo in cui si sono migliorate le qualità e l’operatività dell’esame TC –nell’ambito di
un’acquisizione volumetrica discontinua, con pacchetti di sezioni singole-, ed un secondo periodo,
che ha condotto l’acquisizione volumetrica continua di tutto il distretto di interesse diagnostico,
attraverso nuove tecniche d’esame: TC Spirale e la TC Angio.
Sistema a rotazione continua
Un sistema di misura che ruota in modo continuo garantisce una rapida, ininterrotta acquisizione dei
dati. L’inizio e la fine di ogni scansione sono determinati soltanto da un segnale elettronico e non
sono legati ad alcuna posizione geometrica. Non vi sono fasi di accelerazione o decelerazione
durante la sequenza di scansione. Anelli rotanti (slip-ring), solidali col sistema di misura vengono
posti in collegamento con la parte fissa della testata, garantendo per strisciamento l’alimentazione
elettrica del tubo radiogeno e delle parti di controllo, e per via optoelettronica la trasmissione al
computer dei dati misurati.
Scansioni di volume continuo: TC Spirale
Fu ideata nel 1989 la tecnica TC Spirale, intesa ad eseguire nel più breve tempo possibile la
scansione continua di un intero volume anatomico. Essa venne accolta favorevolmente ed entrò in
esercizio clinico nel 1990. Attualmente è entrata nella routine. La scansione continua di volume
viene ottenuta dall’acquisizione continua dei dati di molteplici rotazioni del sistema tubo radiogenodetettore intorno ad un paziente in movimento continuo attraverso il foro del gantry. Il parametro
aggiuntivo è dato dall’avanzamento in mm del lettino per 360° di rotazione del sistema di misura.
Viene definito “Pitch” il rapporto fra l’avanzamento corrispondente a 360° di rotazione e lo
spessore dello strato collimato.
Applicazioni
Tra le applicazioni TC è di particolare importanza la tomografia computerizzata dinamica che
permette la visualizzazione di processi tempo-varianti e fenomeni di flusso nei vasi o negli organi.
La ricostruzione dinamica consiste in una rapida sequenza di scansioni di breve durata: richiede la
rotazione continua del tubo radiogeno, una notevole efficienza dei detettori ed un’alta velocità di
elaborazione dei dati.
Questo tipo di esame è utilizzato nello studio, mediante una serie di scansioni sullo stesso campo di
immagine, della diffusione di un mezzo di contrasto nei vasi e nei tessuti, dal momento della sua
iniezione nel paziente. Si ottengono, tra l’altro, le curve della densità in funzione del tempo, relative
a regioni di interesse selezionate nonché misure quantitative del flusso del sangue, con informazioni
diagnostiche utili sull’occlusione dei vasi, malformazioni arterio-venose, infarti, perfusione.
E’ possibile, inoltre, osservare organi in movimento che, nelle immagini TC convenzionali,
appaiono confusi e con artefatti: negli esami cardiografici, ad esempio, vengono acquisiti i dati in
una fase selezionata del ciclo cardiaco con trigger dell’elettrocardiogramma.
Un’innovazione degli ultimi anni è rappresentata dalla fluoroscopia TC. L’utilizzo di processori ad
alta velocità ha permesso di acquisire e visualizzare le immagini TC quasi in tempo reale. Essa è
stata utilizzata con buoni risultati nel monitoraggio di alcuni interventi chirurgici non vascolari.
Un’altra applicazione è l’immagine funzionale, nella quale i livelli di grigio non sono più legati ai
coefficienti di attenuazione lineare, ovvero alla densità, ma rappresentano un parametro funzionale
locale, come ad esempio il flusso sanguigno o il tempo medio di transito del mezzo di contrasto.
Linee guida per la scelta
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La scelta di una TC è resa complessa da un elevato numero di considerazioni tecniche, economiche
e cliniche: innanzi tutto si tratta di una tecnologia sofisticata che presenta un costo di acquisto e
manutenzione relativamente alto. Il numero di esami effettuabili nella routine diagnosticostrumentale è ridotto rispetto ad altre tecniche radiologiche tradizionali ed il costo di ogni singolo
esame risulta essere superiore.
Per tale motivo, sebbene la Tc sia oramai divenuta un’apparecchiatura di routine, l’acquisto
dovrebbe essere sempre preceduto da un attento studio costo/efficacia allo scopo di ottimizzare
l’utilizzo del tempo macchina ed impedire sprechi di risorse. Oltre ad essere metodologicamente
corretta, questa pratica, infatti, consente di migliorare il servizio prevenendo eventuali degradi delle
prestazioni ed individuando le dosi ottimali per ciascuna tipologia di esame.
Un ulteriore costo è rappresentato dalla formazione del personale. Il processo di formazione è infatti
più lungo sulla TC che sulle tecniche radiologiche tradizionali.
L’elevato costo del tempo macchina richiede una notevole efficienza del servizio di manutenzione
della ditta produttrice nonché la disponibilità ad interventi rapidi. Per tale motivo, nell’acquisto di
una TC, assume notevole importanza la garanzia offerta dal produttore ed il tipo di contratto di
assistenza. Quest’ultimo, in particolare, può influire in maniera sostanziale sul costo
dell’apparecchiatura. Il contratto di acquisto può prevedere la formazione del personale tecnico a
spese della ditta produttrice.
La Tomografia a Risonanza Magnetica
Principi di base
La Risonanza Magnetica Nucleare (RM) è una tecnica che usa potenti magneti e radioonde per
analizzare le strutture interne del corpo. Essa combina i vantaggi delle altre tecniche di imaging
esistenti, senza tuttavia spartirne gli svantaggi. Come la Tc fornisce immagini tomografiche ed è
dotata di eccellente risoluzione spaziale e di contrasto, come l’Ecotomografia (ETG) non usa
radiazioni ionizzanti e produce immagini orientabili variamente, come la Medicina Nucleare infine
è in grado di fornire informazioni sui processi metabolici a livello tissutale. Si tratta di una tecnica
abbastanza recente e tuttavia in rapida espansione. Il numero di RM è in progressiva in crescita e
continue sono le innovazioni tecnologiche che interessano le varie componenti sia software che
hardware del sistema RM. Come la TC anche la RM ha avuto dapprima un impatto clinico nel
campo neurologico, e solo successivamente ha trovato, e sta trovando, utili campi di applicazione
clinica nell’imaging del resto del corpo. Sebbene l’imaging con RM sia di recente applicazione
clinica, la RM è una tecnica che affonda le sue radici in un passato piuttosto lontano. Nel 1924 Pauli
propose l’esistenza i un magnetismo nucleare. Nel 1946, indipendentemente, l’equipes di Purcell e
Block dimostrarono sperimentalmente il fenomeno della risonanza magnetica. Rapidamente la RM
fu applicata a molti campi della fisica e della chimica, per lo studio della struttura e dei movimenti
delle molecole. Con l’avvento degli elaboratori elettronici e dei magneti superconduttori la
sensibilità e l’accuratezza delle tecniche di analisi RM è migliorata in modo drastico, provocando la
sempre maggiore diffusione. Dopo circa un venticinquennio di applicazioni della RM all’analisi di
campioni omogenei, per esempio soluzioni di macromolecole, nel 1972, Lauterbur per primo ebbe
l’idea di utilizzare la RM per produrre immagini di strutture disomogenee come il corpo. Secondo la
sua idea ciò poteva avvenire introducendo nel campo magnetico principale, perfettamente
omogeneo, alcune disomogeneità controllate, dette gradienti magnetici, così da creare le coordinate
spaziali necessarie per la formazione di immagini. La realizzazione pratica di questa idea è stata
possibile grazie ai progressi compiuti nei campi della matematica applicata (algoritmi di
ricostruzione delle immagini; Fast Fourier Transform Algorithm) e degli elaboratori elettronici
digitali. Il successo di ogni tecnica di diagnosi radiologica dipende innanzitutto da una metodologia
di esecuzione appropriata. Quest’ultima, a sua volta, presuppone una buona conoscenza di vari
aspetti: principi fisici di formazione dell’immagine, conformazione e funzionamento
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dell’apparecchiatura, anatomia e fisiologia umana, posizionamento del paziente. L’imaging con RM
non si sottrae a questa regola e richiede al radiologo un particolare impegno per la comprensione di
principi fisici del tutto diversi da quelli abituali.
Principi fisici di Risonanza Magnetica
Il campo magnetico principale B0 e la precessione dei nuclei.
In natura i nuclei di alcuni elementi con numero dispari di protoni e/o neutroni (per es. 1H; 31P;
19F) sono dotati di spin intrinseco cioè ruotano intorno a se stessi. Dato che ogni carica elettrica in
movimento produce un campo magnetico, anche questi nuclei, carichi elettricamente e dotati di
spin, sono associati ad un campo magnetico microscopico detto momento magnetico nucleare o
dipolo magnetico. In parole più semplici ogni singolo nucleo dotato di spin può essere considerato
come un piccolo magnete (dipolo magnetico). Quasi tutti i sistemi RM oggi in funzione producono
immagini utilizzandole proprietà magnetiche del nucleo dell’ idrogeno o protone. L’idrogeno
infatti, rispetto agli altri elementi utilizzabili in RM è il più abbondante nell’organismo, ed è quello
che produce il segnale più intenso. In condizioni normali, cioè in assenza di un campo magnetico
esterno, i momenti magnetici dei singoli protoni sono orientati casualmente nei tessuti. Di
conseguenza la loro somma, detta magnetizzazione risultante (M) è nulla. Viceversa, in presenza di
un forte campo magnetico esterno stazionario (B0) questi protoni tendono ad orientarsi
parallelamente alla direzione del campo magnetico esterno B0. Si produce così una magnetizzazione
risultante M, macroscopicamente misurabile, orientata anch’essa a B0. Inoltre, sempre per effetto di
B0, il momento magnetico di ciascun protone comincia a ruotare, cioè a precedere attorno alla
direzione di B0 nello stesso modo in cui l’asse di una trottola ruota intorno alla direzione della forza
di gravità. Da un punto di vista energetico, la meccanica quantistica prevede che ciascuna specie
nucleare possa assumere solo orientamenti ben definiti, corrispondenti a precisi livelli energetici.
Per i protoni esistono solo due possibili orientamenti, parallelo ed opposti rispetto a B0.
L’orientamento parallelo corrisponde al livello energetico basso, mentre l’orientamento opposto
corrisponde al livello energetico alto. In condizioni di equilibrio il numero di protoni nel livello
energetico basso, è lievemente superiore rispetto al numero di protoni nel livello energetico alto.
Questa piccola preponderanza di protoni paralleli, approssimativamente di uno per milione, per
valori di B0 intorno al tesla, produce una magnetizzazione risultante (M) macroscopicamente
misurabile, che ha la stessa direzione e verso del campo magnetico esterno B0. La frequenza con cui
i protoni ruotano intorno alla direzione B0 è detta frequenza di precessione o di Larmor e dipende da
due fattori: la costante giromagnetica, valore numerico caratteristico di ciascuna specie nucleare, e
la forza del campo magnetico principale B0. Pertanto, mantenendo costante B0, ciascuna specie
nucleare ha frequenza di precessione caratteristica. Viceversa, per ogni dato nucleo, la frequenza di
precessione è direttamente proporzionale alla forza di B0.In condizioni di equilibrio, in presenza di
un campo magnetico uniforme come B0, tutti i nuclei hanno la stessa frequenza, ma non la stessa
fase di precessione. In altre parole i nuclei in precessione non sono fra loro sincronizzati e sono
sparpagliati attorno alla direzione di B0. In realtà i momenti magnetici considerati singolarmente,
non sono esattamente paralleli o antiparalleli rispetto a B0, ma precedono ad un certo angolo da B0.
Di ciascuno di essi possono quindi essere considerate due componenti vettoriali: una longitudinale e
l’altra trasversale a B0. In condizioni di equilibrio, non esiste alcuna magnetizzazione trasversa,
perché a causa della diversa fase di precessione le componenti trasverse dei singoli nuclei si trovano
sparpagliate casualmente, annullandosi reciprocamente. Viceversa, le componenti magnetiche
longitudinali degli stessi nuclei si sommano e danno origine alla magnetizzazione longitudinale M.
Radiofrequenza (RF) e risonanza magnetica (RNM)
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Lo stato di equilibrio può essere alterato mediante l’applicazione di onde elettromagnetiche la cui
frequenza sia uguale a quella di precessione nucleare. Solo in tali condizioni si verifica il fenomeno
della risonanza, con passaggio di energia dalla radiazione elettromagnetica al sistema di nuclei.
Infatti, dato un sistema qualsiasi, si parla di risonanza quando una forza rilascia energia ad una
frequenza uguale a quella intrinseca del sistema considerato; per frequenze diverse da quella ideale
non si ha alcun fenomeno di risonanza e non si verifica alcuno scambio di energia. Nel campo
magnetico la RF viene applicata per tempi molto brevi per cui si parla di impulsi di RF:
L’applicazione della RF equivale all’applicazione di un secondo campo magnetico perpendicolare a
B0, detto B1. B1 ha un’intensità molto inferiore a B0, ed una frequenza uguale a quella di
precessione, inducendo così il fenomeno della risonanza. La stimolazione RF, in condizioni di
risonanza, allontana M dall’asse di B0, compiendo una traiettoria a spirale. Più intenso e prolungato
è l’impulso di RF, maggiore è l’angolo.
Il segnale RNM
Ben noto è il fenomeno dell’induzione elettromagnetica secondo il quale in un circuito si genera
una corrente elettrica indotta tutte le volte che il circuito stesso è attraversato da un campo
magnetico variabile nel tempo. Allo stesso modo la magnetizzazione M, dopo un impulso di RF di
eccitazione di 90°, genera nel circuito (antenna) ricevente una corrente misurabile che è il segnale di
RNM, anche detto segnale di precessione libera o FID (free-induction-decay). Solo la
magnetizzazione presente nel piano trasverso attraversa l’antenna ricevente e vi genera un segnale
elettrico. Il segnale RNM può essere convertito in spettro per mezzo di un procedimento
matematico detto Trasformata di Fourier.
Effetti biologici, controindicazioni
L’imaging con RM può produrre effetti biologici con tre diversi meccanismi, che dipendono dalle
tre componenti principali del sistema: il magnete principale, i gradienti magnetici e la
radiofrequenza. Il rischio teorico legato al campo magnetico principale consiste nella possibile
interazione dello steso con i protoni e gli elettroni all’interno delle molecole, con conseguente
possibile alterazione dei legami chimici e quindi della funzione biochimica. Per verificare la reale
entità di questo ipotetico rischio sono stati condotti numerosi esperimenti. Le conclusioni sono
univoche nell’affermare l’assenza di qualsiasi danno biologico per le intensità di campo magnetico
impiegate.
I gradienti magnetici possono teoricamente produrre danno perché sono costituiti da campi
magnetici che variano nel tempo e che possono pertanto indurre correnti elettriche nei tessuti in
esame. Le numerosi valutazioni sperimentali eseguite per verificare l’ipotetico rischio legato
all’impiego dei gradienti magnetici hanno dimostrato che i gradienti magnetici oggi impiegati nei
sistemi RM non sono in grado di produrre gli effetti biologici cui si è accennato. Gli effetti biologici
della radiofrequenza sono stati studiati per lungo tempo, anche indipendentemente dall’avvento
della risonanza magnetica. L‘effetto principale della RF è il riscaldamento, dovuto all’oscillazione
delle molecole ed atomi da essa prodotto. Sebbene sia possibile un lieve aumento della temperatura
corporea nel soggetto in esame, tale effetto non costituisce in genere alcun problema, a meno che
non vi siano gravi alterazioni dei sistemi cardiocircolatorio e della termoregolazione.
Sebbene generalmente non produca danno biologico, la risonanza magnetica può produrre effetti
nocivi in alcune particolari categorie di soggetti: i portatori di pace-makers, i soggetti con clips
ferromagnetiche vascolari cerebrali e quelli con corpi estranei metallici endooculari. Le grosse
protesi articolari nella grande maggioranza dei casi non sono ferromagnetiche, o lo sono solo
debolmente e non costituiscono controindicazione all’esame. Tutti i moderni tipi di valvole
cardiache non costituiscono controindicazione all’esame, solamente i tipi vecchi, prodotti prima del
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1964 possono costituire una controindicazione. Anche i portatori di dispositivi cocleari non sono
candidati all’esame.
Applicazioni
Principalmente a causa dell’elevato contrasto ottenibile tra materia bianca materia grigia, la RNM
fu impiegata inizialmente soprattutto in campo neurologico. L’alto livello di contrasto consente
infatti di ottenere informazioni diagnostiche sia sulla morfologia di tumori cerebrali e sia sui
processi di demielinizzazione, che possono essere diagnosticati fin dallo stadio iniziale del loro
insorgere. I principali vantaggi della RNM, rispetto alla TC, sono rappresentati dall’assenza di
artefatti dovuti a strutture ossee, di particolare rilievo nelle immagini della fossa cranica posteriore.
Ne gli ultimi anni le applicazioni della RNM sono state notevolmente ampliate fino a comprendere
esami delle articolazioni, imaging cardiaco, imaging angiografico, imaging funzionale, etc..........
Linee guida per la scelta
Nella scelta di una RNM il primo criterio di selezione deve necessariamente riguardare la possibilità
di effettuare spettroscopia in vivo. Se vi è necessità di effettuare spettroscopia la scelta deve
forzatamente venire rivolta alle apparecchiature ad alto campo. I tomografi ad alto campo sono
sempre a magnete superconduttivo e offrono le prestazioni migliori in fatto di qualità dell’immagine
e i perfezionamenti tecnici più avanzati. I costi di acquisto, gestione e manutenzione, tuttavia, sono
decisamente elevati e l’installazione richiede spesso l’esistenza di ambienti costruiti ad hoc a causa
del peso del magnete. Viceversa, se non si è interessati a realizzare spettroscopia in vivo, è possibile
considerare l’acquisto di apparecchiature a basso campo. I magneti sono ancora superconduttivi e
vengono spesso utilizzate soluzioni derivate dai modelli ad alto campo. La qualità dell’immagine a
volte è decisamente ottima, i pesi sono più contenuti e i costi di acquisto, gestione e manutenzione
sono fortemente ridotti. Se la RNM viene interpretata come un esame di routine è possibile
considerare la scelta di sistemi a basso campo. I magneti sono permanenti o, in pochi casi, resistivi.
I costi iniziali sono a volte comparabili con quelli della TC di elevata qualità mentre la gestione dei
magneti permanenti è decisamente più economica. Se i sistemi resistivi richiedono una potenza non
trascurabile per la generazione del campo magnetico e per il raffreddamento, viceversa i sistemi
permanenti non consumano energia elettrica e non necessitano alcun raffreddamento. I sistemi a
basso campo non permettono forse la realizzare indagini di qualità elevatissima, ma la flessibilità
d’uso, la praticità, i costi ridotti e gli ingombri contenuti rappresentano ottimi motivi per preferirli
nel caso di esami che rientrino nella routine clinica. Di particolare interesse risultano, inoltre, i
sistemi settoriali, che rientrano tra le apparecchiature non soggette ad autorizzazione per
l’installazione e l’uso, e i sistemi aperti, che rimuovono definitivamente le controindicazioni di
esami di RNM nel caso di pazienti claustrofobici.
Tomografo ad emissione di Positroni e il Ciclotrone
Introduzione
La Tomografia ad emissione di Positroni (PET) è una tecnica per la creazione di immagini
tomografiche. La PET genera immagini rilevando la distribuzione dell’emissione di positroni,
particelle identiche agli elettroni ma di carica positiva, da parte di radiofarmaci che sono stati
assunti, tramite inalazione o iniezione, dal paziente prima dell’esame. La caratteristica essenziale
che distingue la PET da altre tecniche per la generazione di bioimmagini (TC, RNM, Raggi X,
Ecografia, etc...) è che, mentre queste ultime sono in grado di rilevare caratteristiche anatomiche ed
alcune attività fisiologiche, essa è capace di rilevare con grande precisione le attività biochimiche e
metaboliche. In sostanza, anziché fornire una mappatura delle alterazioni anatomiche, la PET
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permette di avere una mappa 3D delle alterazioni biochimiche e metaboliche presenti nel corpo del
paziente. Tali alterazioni sono associate a numerose patologie di cui permettono la diagnosi.
I radiofarmaci
I radiofarmaci sono delle molecole marcate con atomi dal nucleo radioattivo (radionuclide). Il
radionuclide è un nucleo instabile che durante il suo decadimento (il processo di stabilizzazione)
emette radiazioni). Il tipo di radiazione (raggi x, raggi , raggi , neutroni, positroni,....) dipende dal
radionuclide: per gli esami PET vengono scelti marcatori che emettono positroni.
La struttura
Attraverso opportuni procedimenti, vengono create strutture molecolari al cui interno è presente un
atomo marcatore. Nell’esempio in figura, nella molecola di fluorodesossiglucosio, utilizzata per
studiare il metabolismo del glucosio, allo stabile Fluoro-17 viene sostituito il radioattivo Fluoro-18.
Il decadimento del Fluoro-18 (radiomarcatore) causa l’emissione di un positrone (e+).
La PET è in grado di rilevare la posizione in cui è avvenuta l’emissione del positrone e quindi di
individuare la collocazione della molecola marcata. La maggiore concentrazione di tale molecola in
una certa regione del corpo darà origine, nell’ambito dell’immagine tomografica, ad un’area di
contrasto che fornirà all’operatore la posizione dell’anatomia biochimica o metabolica nel corpo del
paziente. Quest’alterazione del metabolismo sarà, al variare dei radiofarmaci usati e della
collocazione, indicativa di un ampio spettro di patologie che vanno dal morbo di Parkinson al
tumore.
HO
O
HO
HO
OH
18
F
I marcatori radioattivi
Gli isotopi radioattivi che, all’interno delle molecole scelte come radiofarmaci, assolvono alla
funzione di radiomarcatori ad emissione di positroni, assieme al Fluoro-18, sono: Carbonio-11;
Azoto-13; Ossigeno-15; Rubidio-82; Iodio-124. Nella scelta del radiofarmaco è particolarmente
importante tenere conto della vita media o tempo di dimezzamento (T.1/2) dell’isotopo utilizzato
come marcatore. Il parametro T-1/2 è l’intervallo di tempo che trascorre tra il momento della
creazione degli isotopi marcati nel ciclotrone ed il decadimento del 50% di essi. Come evidenziato
nella tabella, il tempo di dimezzamento varia in funzione dell’isotopo marcatore utilizzato.
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MARCATORE
Carbonio-11
Azoto-13
Ossigeno-15
Fluoro-18
Rubidio-82
Iodio-124
T-1/2
20,4 minuti
12 minuti
120 secondi
110 minuti
1,25 minuti
4,176 giorni
Questo parametro dà all’operatore una misura del tempo utile per effettuare l’esame PET. Per
rimanere all’esempio dell’FDG marcato con Fluoro-18, trascorsi 110 minuti dal momento della sua
produzione, la metà delle molecole avrà già emesso il positrone.
Le attività funzionali dei radiofarmaci
Le molecole marcate prendono parte alle attività biochimiche e metaboliche come le loro omologhe
non radioattive. In funzione delle patologie da individuare o delle ricerche in atto vengono assunti,
prima dell’esame PET, uno o più radiofarmaci scelti tra un set di cui presentiamo gli elementi più
utilizzati:
Marcatore: Azoto-13
L’ammoniaca può utilizzarsi come quantificatore del flusso sanguigno. La molecola migra dallo
spazio vascolare al tessuto sia per trasporto attivo (pompa Na-K) che per diffusione. Una volta
all’interno delle cellule è metabolizzata dal ciclo acido glutammico-glutammina. L’ammoniaca
marcata è un eccellente tracciatore della perfusione sanguigna del miocardio sia in situazioni
ordinarie che patologiche. La rapida eliminazione dell’ammoniaca dal sangue e la sua alta
ritenzione nei tessuti permette di ottenere immagini ad alto contrasto. Un ulteriore vantaggio è che
l’Azoto-13, avendo una vita media relativamente breve, permette di effettuare più esami
consecutivamente.
Marcatore: Carbonio-11
L’acetato (HC2H3O) è usato per monitorare il metabolismo ossidativo. Nel miocardio tale
metabolismo si alimenta essenzialmente di acidi grassi e quindi l’acetato risulta molto utile per
analizzare lo stato del metabolismo cardiaco.
Il carfentanil è un narcotico circa 8000 volte più potente della morfina. Viene utilizzato, marcato
con C-11, negli esami PET per studiare i recettori dei narcotici nel cervello.
La cocaina: la PET può essere utilizzata per localizzare i siti cerebrali in cui la cocaina si
distribuisce e la sua farmacocinetica. Si possono altresì studiare gli effetti biologici della cocaina
come la riduzione del metabolismo della dopamina.
La leucina marcata con C-11 può essere utilizzata per valutare l’attività di sintesi proteica volta allo
studio del grado di vitalità del tumore.
La metionina ha, per gli esami PET, le stesse caratteristiche funzionali della leucina.
Marcatore: Fluoro-18
L’isotopo ionico Fluoro-18 (18F-) viene utilizzato per l’analisi delle patologie dello scheletro. Lo
ione F-18 ha lo stesso pattern del tecnezio-99m difosfonato, marcatore usato per le gamma camere.
Il fluorodesossiglucosio (FDG), è, ad oggi, il radiofarmaco più utilizzato per gli esami PET. La sua
capacità di monitorare il metabolismo del glucosio lo rende utilizzabile per la diagnosi e lo studio di
patologie neurologiche, cardiologiche ed oncologiche. L’FDG si è dimostrato altresì utile per
distinguere le forme maligne e benigne di certi tipi di tumori, in virtù della maggior attività
metabolica delle forme maligne.
La Fluoro-L-Dopo si può utilizzare in neurologia per studiare il metabolismo, la neurotrasmissione
ed i processi cellulari. In particolare si possono ricavare informazioni sulla distribuzione presinaptica dei neurotrasmettitori. Affine alla dopamina viene agganciata ai suoi terminali ed
incorporata nel neurotrasmettitore.
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Fluorouracile: è stato usato per monitorare la distribuzione degli agenti chemioterapici durante il
trattamento.
Marcatore: Rubidio-82
L’isotopo ionico Rubidio-82, chimicamente affine allo ione Potassio, viene assorbito dalle cellule
del miocardio. La sua breve vita (85 secondi) media permette di effettuare esami PET cardiaci
ravvicinati per comparare situazioni di stress-riposo del muscolo cardiaco. Un vantaggio di questo
radiofarmaco è costituito dalla possibilità di produrlo, senza utilizzare un ciclotrone, con un
generatore a colonna.
La preparazione dei radioisotopi
I ridotti tempi di decadimento dei marcatori usati per gli esami PET, vantaggiosi per ripetere esami
ravvicinati nel tempo e per limitare l’esposizione del paziente alle radiazioni, obbligano però
l’utilizzazione di una produzione “in situ” dei radiofarmaci. Nella maggior parte dei casi è
necessario un ciclotrone accoppiato ad un’unità per la biosintesi delle molecole radiomarcate.
Il ciclotrone
Il ciclotrone è sostanzialmente un acceleratore circolare di particelle cariche, di piccole dimensioni,
adatto alla produzione di radioisotopi. Esso consiste in una coppia di elettrodi metallici a forma di
D, posizionata tra i poli di un largo elettromagnete. La coppia di elettrodi è separata da un sottile
gap in cui è posizionata una sorgente di ioni che è usata per generare particelle cariche. Subito dopo
la produzione di fasci di ioni (ad esempio Idrogeni) un filamento posizionato nella sorgente
permette di caricare negativamente gli ioni di idrogeno tramite l’aggiunta di due elettroni (H). In
seguito gli ioni negativi entrano nella camera a vuoto dove guadagnano energia grazie al campo
elettrico ad alta frequenza che viene indotto dagli elettrodi metallici precedentemente descritti e
vengono curvati da un forte campo magnetico generato da elettromagneti posti sopra e sotto la
camera a vuoto. Grazie ad un oscillatore RF (Radio-Frequenza) che permette di cambiare la polarità
degli elettrodi metallici ad ogni passaggio delle particelle cariche, il flusso di ioni negativi risulta
continuamente accelerato e guidato lungo una traiettoria a spirale verso l’esterno. Dopo aver
percorso diversi giri dentro la camera a vuoto il fascio di ioni negativi viene a contatto con una
particolare struttura denominata carosello composta da diversi strati sottili di carbonio che
permettono di strappare i due elettroni dallo ione H. Quando gli ioni negativi perdono entrambi gli
elettroni ed acquistano carica positiva, il campo magnetico ancora presente nel carosello li porta a
curvare lungo una nuova orbita circolare che li allontana dal centro del ciclotrone. Il fascio di
protoni è così indirizzato verso una camera a targhetta fissa (di solito per ogni ciclotrone associato
all’apparecchio per la PET ne sono presenti almeno due) dove viene posizionato il materiale atto
alla produzione di radioisotopi. Il fascio di protoni entra così nella camera a targhetta ed attraverso
particolare reazioni nucleari cambia la natura del materiale stabile, generandovi isotopi radioattivi
soggetti a decadimento +. Una volta prodotti, i radioisotopi vengono trasferiti ad un’entità
denominata biosintetizzatore dove vengono “attaccati” a particolari molecole per formare i
radiofarmaci. Tutte le funzioni sopra descritte, incluso il ciclotrone e le unità biosintetizzatrici, sono
controllate attraverso un personal computer.
La fisica della PET
I radiofarmaci usati nella PET contengono dunque particolari isotopi che sono instabili poiché i loro
nuclei hanno un eccesso di protoni e quindi possiedono una carica positiva. Per raggiungere una
configurazione più stabile per la loro natura, tali nuclei emettono un positrone (denominato + o e+).
Questa particella perde energia attraverso un processo dissipativo all’interno del tessuto del paziente
stesso oppure con una certa probabilità viene a contatto con un elettrone libero. L’interazione di un
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positrone con un elettrone (una l’antiparticella dell’altra) è un evento di annichilazione, ovvero le
due particelle si convertono in una coppia di fotoni gamma: la loro massa si trasforma in energia.
Essendo la massa di ciascuna particella di 511KeV, i due fotoni creati dall’interazione avranno
ognuno un’energia pari a 511 KeV. Inoltre la legge di conservazione della quantità di moto impone
che i due raggi gamma viaggino in verso opposto lungo la stessa retta. Potendo passare
sostanzialmente indisturbati attraverso il corpo umano, i due fotoni possono essere così rilevati da
due distinte sezioni di un apposito rilevatore posto intorno al paziente. Tramite un circuito di
coincidenza verrà determinata la posizione dell’evento di annichilazione e una ricostruzione
elaborata da un computer esterno potrà dare l’immagine della distribuzione del radionucleo nel
corpo del paziente.
Ricostruzione dell’immagine
Innanzitutto cerchiamo brevemente di descrivere come avviene la tomografia dei raggi gamma da
511 KeV emessi nell’annichilazione del positrone con un elettrone. In uno studio PET, un
radioisotopo capace di emettere positroni viene iniettato o inalato nel paziente. In seguito l’isotopo
circola attraverso il sangue per raggiungere, per esempio, il tessuto cerebrale, o il muscolo cardiaco.
Appena è avvenuta un’annichilazione, il tomografo può rilevare la posizione nel corpo del paziente
e la concentrazione dell’isotopo. La linea che appare dopo l’annichilazione del positrone
rappresenta, infatti, la direzione di emissione dei due raggi gamma, ognuno ad angolo di 180°
dall’altro. Il lavoro che deve fare il tomografo consiste dunque nel rilevare correttamente questi due
raggi coincidenti, indicanti che l’annichilazione di un positrone è avvenuta in un punto specifico
lungo la linea di coincidenza ricostruita. Quando i due raggi gamma interagiscono con i cristalli
dello scintillatore, composto solitamente di germanato di bismuto (BGO), essi vengono convertiti in
fotoni di luce visibile e quindi raccolti e amplificati da tubi fotomoltiplicatori (PMTs). Sempre nei
PMTs i fotoni vengono convertiti in segnali elettrici che sono poi memorizzati dall’elettronica del
tomografo. Il processo di conversione e memorizzazione avviene quasi istantaneamente, il che
permette di poter comparare gli eventi di scintillazione di tutti i rilevatori opposti (cioè lungo tutte
le linee di coincidenza possibili). Una volta che l’emissione di positroni è stata rivelata e
memorizzata, il passo successivo consiste nell’elaborazione dell’immagine dell’organo e della
relativa diagnosi associata. Descriviamo brevemente come avviene il processo di ricostruzione
dell’immagine. Il risultato finale di una PET è l’insieme di immagini di diverse “fettine” (slices)
trasversali dell’organo interessato, con le aree caratterizzate da una ben definita attività biochimica
e metabolica chiaramente delineate da differenti colori. In sostanza l’immagina PET rappresenta la
distribuzione dei radionuclidi nel corpo del paziente. Quando due cristalli opposti rilevano una
coppia di fotoni gamma all’interno della corretta finestra di coincidenza, viene memorizzata una
linea di risposta (LOR), identificata da un angolo e da un raggio calcolati rispetto ad una linea
perpendicolare direzionata verso il centro del campo di vista (FOV) che si sta analizzando. Ogni
volta che un evento viene rivelato, la relativa LOR viene memorizzata e rappresentata in un insieme
di coordinate polari che chiamano sinogrammi. Per cui se vogliamo studiare tutte le linee di
coincidenza parallele ad un certo angolo (cioè studiare la vista lungo una singola direziona) ci basta
studiare un singolo vettore di dati del sinogramma. Il processore di immagini ricostruisce
l’immagine dal sinogramma usando diversi protocolli matematici come le trasformate di Fourier
veloci (FFT), usate anche in apparecchiature tomografiche come la TC e SPECT. Essendo ogni
unità PET dotata di un hardware specifico per la ricostruzione dell’immagine, il computer PET può
ricostruire un’immagine in circa due secondi. I dati grezzi vengono comunque scremati dagli eventi
di tipo casuale, da quelli scatterati e corretti a seconda dei tempi morti e delle attenuazioni prima
che l’immagina finale venga prodotta. Esiste infine la possibilità, per le PET dotate di anelli
multipli e capaci di acquisire simultaneamente diverse fettine, di combinare opportunamente
“slices” adiacenti producendo viste coronali e sagittali degli organi studiati. Uno degli ultimi passi
che caratterizzano la catena di processi nello studio PET è la produzione di una stesura delle
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immagini utile per la diagnosi. Il modo convenzionale di presentare i dati dell’immagine è quello di
produrre una pellicola trasparente (X-ray film) delle immagini visualizzate dal monitor del
computer. In aggiunta ai dati di immagine, la pellicola considerata dovrebbe essere etichettata con i
dati specifici del singolo caso clinico. Dato che questa informazione è solitamente memorizzata nei
file di immagine insieme ai dati sull’immagine, l’etichettatura e la stesura delle immagini prodotta
sul display può essere automaticamente trasferita e immagazzinata via software. Comunque, con il
rapido sviluppo di network locali e sistemi PACS, le pellicole potranno non essere più
indispensabili. Le immagini potranno essere infatti lette direttamente dal sistema e mostrate su
appositi display per la refertazione.
L’evoluzione tecnologica e la possibilità di fondere le immagini PET, che hanno un elevato
contenuto di tipo metabolico-funzionale, con quelle della tomografia computerizzata (TC), che
presentano una grande accuratezza spaziale, hanno contribuito in questi ultimi tempi a ottimizzare
le informazioni emergenti da questa tecnica diagnostica. I tomografi ibridi PET/TC di ultima
generazione infatti sono in grado di ottenere nello stesso paziente sia un’immagine PET che la
corrispondente immagine TC, e di riprodurre in tempi molto brevi le due immagini sovrapposte in
un’immagine iconografico tridimensionale che rappresenta l’intero distretto corporeo. Negli ultimi
anni è stata sviluppata e commercializzata una nuova generazione di strumenti ibridi PET/TC. I
vantaggi ricavabili da questo accoppiamento sono:
-le radiazioni della TC possono essere utilizzate per correggere il fenomeno dell’attenuazione delle
radiazioni attraverso i tessuti dell’organismo, e questo permette di “ripulire” l’immagine PET da
possibili interferenze e di migliorare la qualità dell’informazione;
-l’impiego della TC per la correzione dell’attenuazione rende l’esame complessivamente più veloce,
e pertanto permette lo studio di un maggior numero di pazienti nello stesso tempo;
-l’immagini della TC, più accurate nel definire i dettagli anatomici, migliorano l’interpretazione
della localizzazione spaziale degli accumuli osservati con la PET;
-la possibilità di fondere in un’unica immagine informazioni morfologiche e funzionali rende più
agevole l’interpretazione diagnostica, e migliora ulteriormente l’accuratezza diagnostica della PET.
Le specifiche delle prestazioni
Negli ultimi anni sono stati definiti gli standard per le prestazioni che devono avere le macchine per
la PET, è stata definita una terminologia di base comune a tutti i prodotti in commercio e studiate
procedure di test sperimentali per valutare le capacità di scansione dei vari modelli. Attualmente la
risoluzione spaziale, la sensibilità (energetica), la stima delle correzioni alle quantità acquisite,
rispetto alla frazione di radiazione scatterata, alla frequenza di perdita di conteggi, agli eventi
casuali, all’uniformità di conteggi e attenuazioni, vengono effettuate usando un fantoccio cilindrico
di mecrilato di metilene o polietilene di 18-20 cm. La risoluzione spaziale misura la capacità dello
scanner di determinare accuratamente la posizione di ogni evento di annichilazione ed è definita
come la larghezza a metà altezza (FWHM) della funzione di distribuzione dei punti di ogni
immagine. La risoluzione nella direzione trasversa è calcolata ricostruendo l’immagine di una
sorgente posta in aria a diverse distanze radiali tra 0 e 10 cm dentro un definito FOV, e mantenuta
stazionaria o in rotazione fuori dal piano. La risoluzione assiale è invece misurata in tre definite
posizioni radiali della sorgente: 0 cm, 10 cm e 20 cm dal centro. La risoluzione spaziale di un’unità
PET è limitata principalmente dalle dimensioni del rilevatore, dal cammino medio che il positrone
fa nel corpo del paziente prima di annichilirsi (range) e dalle deviazioni dei fotoni gamma lungo il
percorso (scattering). L’uso di circuiti di coincidenza opportuni per la rilevazione delle radiazioni e
di particolari collimatori. La sensibilità del sistema, che misura la capacità per ogni singolo
rivelatore di rivelare e discriminare i fotoni di 511 KeV, viene calcolata considerando l’efficienza
nel conteggio dello scanner quando un fantoccio è riempito con un quantitativo e una distribuzione
conosciuta di materiale radioattivo. La sensibilità totale del sistema è definita come la somma delle
sensibilità misurata per ogni fettina ed è rappresentata in conteggi per secondo (cps) per una data
17
attività, solitamente in unità di microcurie per centimetro cubo (Ci/cc). La frazione di eventi
diffusi (scatter radiation) sul totale di quelli registrati, rappresenta una buona misura della sensibilità
dello strumento nel discriminare la radiazione diffusa e viene testata usando un fantoccio riempito
con acqua. Per la sua determinazione si considerano i dati registrati nel sinogramma, ed è
consigliabile sia calcolare il valore della frazione per ogni singola fettina, sia estrarre un valore
medio su tutte le slice possibili. Questo dato riveste una notevole importanza nella valutazione
standard dei differenti scanner prodotti in quanto esso viene modificato principalmente dalla
geometria e dal materiale del rivelatore e dalla posizione degli scudi. Nella valutazione di tale
parametro bisogna comunque tenere conto che le dimensioni del fantoccio non corrispondono ne a
quelle di un singolo organo ne tanto meno a quelle del corpo umano per cui la frazione di radiazione
diffusa in una reale situazione clinica non può essere accuratamente predetta dai test di qualità. Un
aspetto che può influire molto sulla accuratezza della misura è sicuramente la perdita di conteggi
per effetto dei tempi morti caratteristici del sistema di rilevazione e acquisizione. Più esattamente il
tempo morto è il periodo di tempo, solitamente di alcuni microsecondi, in cui un evento di
annichilazione viene processato e nessun altro evento può essere memorizzato. Per la stima di
questo parametro si procede a misurare diverse volte un fantoccio riempito uniformemente con
materiale radioattivo. In questo modo si può avere una stima della perdita di conteggi a diversi
livelli di attività della sorgente, calcolata in cps o in kilo-conteggi per secondo (kps). I valori
misurati di frequenza di conteggio sono solitamente usati per stimare la capacità di acquisizione del
sistema e vengono rappresentati con un grafico dell’attività verso conteggi. Il valore sul plot per cui
il numero di eventi casuali eguaglia il numero di eventi reali, il punto al quale il tempo morto
raggiunge il 50%, è usato come stima della capacità di frequenza di conteggi del sistema. Nei
software usati per la ricostruzione delle immagini sono implementati algoritmi che tengono conto
dei tempi morti e degli eventi casuali. La misura dell’uniformità della risposta del sistema è usata
per valutare le imperfezioni nell’immagine ricostruita proveniente da imperfezioni del sistema
stesso come una non eguale risposta dei vari cristalli del rivelatore che può poi essere corretta a
livello software. Il test associato all’uniformità fa uso di un fantoccio riempito con una distribuzione
uniforme di radioattività e piazzato ad una distanza verticale di 2,5 cm rispetto al centro. Dopo che
il fantoccio è stato rivelato con l’acquisizione di circa venti milioni di conteggi per fettina, la
percentuale di non uniformità è determinata dai conteggi acquisiti in aree di 1 cm2 su una precisa
regione di interesse (ROI). La correzione per attenuazione è un aspetto importante nella scansione
della PET in quanto permette di correggere un’eventuale formazione di artefatti nell’immagini finali
attraverso l’uso di collimatori elettronici. Una scansione della trasmissione viene di solito effettuata
prima dell’iniezione di un radiofarmaco nel paziente per poter stabilire le correzioni da effettuare
sulle attenuazioni dei fotoni di annichilazione nel tessuto del paziente. Recenti sviluppi nelle
tecnologie di trasmissione permettono oggi di poter effettuare simultaneamente scansioni del
paziente con emissione e trasmissione. I dati raccolti durante questo tipo di scansione vengono poi
elaborati dal computer che provvede a correggere le attenuazioni e testare le distorsioni spaziali da
esse prodotte.
Descrizione strumentale
La struttura generale di un apparecchi PET si è oramai definita nel corso degli ultimi anni e
nonostante ci possano essere differenze nella capacità di elaborare immagini sempre più precise
possiamo raggruppare gli elementi principali nel seguente modo :
-Gantry
-Apparecchiatura rivelatrice
-Elettronica di acquisizione
-Lettino del paziente
-Sistema computerizzato
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Il Gantry
Il gantry contiene il circuito elettronico, i laser per il posizionamento del paziente, la TC e permette
l’assemblaggio e l’alloggiamento del rivelatore ad anello per la ricostruzione degli eventi con
emissione di due fotoni.
Il rivelatore
Cristalli di manganato di bismuto (BGO) che hanno la caratteristica di emettere luce (scintillare)
quando esposti a radiazioni ionizzanti, costituiscono la parte attiva del detector, capace cioè di
rivelare gli eventi di annichilazione dei positroni. In alcune apparecchiature PET vengono usati altri
cristalli scintillanti come lo ioduro di sodio attivato al tallio (Na-Tl) o il fluoruro di bario (BaF)
oppure il fluoruro di cesio. I vari cristalli del rivelatore sono posizionati in anelli stazionari intorno
al paziente.In molti casi gli analizzatori PET hanno da 6 a 16 anelli esagonali, ottagonali o circolari
ognuno dei quali è composto da 220 a 512 cristalli. I cristalli sono otticamente accoppiati (cioè
collegati tramite l’uso di guide di luce o fibre ottiche) a tubi fotomoltiplicatori (PMTs) che
convergono i segnali di luce degli scintillatori in impulsi elettrici opportunamente formati e
amplificati. Ad un PMT può essere accoppiato un numero variabile di cristalli tra 1 e 16 tanto che in
alcuni sistemi vengono considerati gruppi di rivelatori associati in blocchi di 4 elementi che
distribuiscono la luce emessa dagli eventi di scintillazione in 64 cristalli a 4 PMTs. Grazie alla loro
spaziatura e all’angolazione con cui vengono disposti, questi blocchi di scintillatori raggiungono
così livelli uniformi di efficienza e risoluzione. Altri esempi di apparecchiature PET in funzione
usano, invece 6 rivelatori al Na-Tl ad ampia superficie, ognuno accoppiato a 34 PMTs quadrati
oppure cristalli di fluoruro di cesio, con un cristallo per PMT.
Elettronica di acquisizione
Ogni struttura “rivelatore + PMT” è collegata elettronicamente ad un circuito di acquisizione
(denominato coincidence circuit o Front End Electronics) che registra possibili eventi di
annichilazione rivelati da due cristalli distinti soltanto se entrambi i segnali provenienti da PMTs
risultano essere coincidenti. La verifica della coincidenza avviene attraverso un circuito elettronico
che compara gli istanti di formazione del segnale con un intervallo temporale ben determinato
(finestra temporale di coincidenza) che può variare da meno di un nanosecondo (ns) ad alcuni
nanosecondi. La selezione di eventi collimati, cioè di segnali non provenienti da radiazione
“scatterata”, è raggiunta elettronicamente attraverso il circuito di coincidenza, piuttosto che
attraverso collimatori in piombo usati nelle immagini nella medicina nucleare convenzionale che fa
uso di emissioni ad un singolo fotone. La tecnica di coincidenza si basa sulla generazione di un
impulso standard (e.g. 1 Volt di altezza e 5 nsec di ampiezza) ogni volta un evento di annichilazione
è rivelato. Questo segnale di output è sommato con il segnale proveniente dal rivelatore opposto; se
gli impulsi sono coincidenti vengono sovrapposti e in seguito sommati producendo un segnale
elettrico con altezza di impulso raddoppiato. Attraverso questo circuito di collimazione è così
possibile ottenere una migliore risoluzione di contrasto e spaziale, un’efficienza più alta, ed una
frequenza di conteggi più alta di quelle ottenibili con le tecniche per singolo fotone usate nelle
gamme-camere. Il rumore del sistema di acquisizione è dovuto principalmente alla registrazione di
eventi di coincidenza casuali provenienti da sezioni del rivelatore non correlati (cioè non opposti
l’uno con l’altro). Questo tipo di rumore può essere ridotto migliorando: la finestra temporale di
coincidenza (principalmente restringendola), la struttura del gantry e gli scudi di piombo. Per
aumentare il rapporto tra eventi di coincidenza e non coincidenza e per ridurre la radiazione
scatterata sugli anelli del rivelatore vengono posizionati degli anelli stazionari, composti da dischi
di tungsteno o piombo posizionati tra in gap opportune tra ogni anello del rivelatore e di spessore di
circa 1 mm. Alcune unità PET possiedono anche componenti retrattili settali che aumentano i piani
19
di coincidenza permettendo un’acquisizione tridimensionale. Nell’unità PET che non utilizzano
questi dispositivi settali il sistema computerizzato con appositi software controllano e aggiustano le
soglie dei discriminatori e l’angolo di accettanza assiale per ridurre lo scattering. Inoltre solo i
PMTs nell’intorno della scintillazione sono usati per ricostruire la posizione degli eventi di
annichilazione, riducendo in questo modo l’interferenza dovuta ad eventi casuali.
Il lettino del paziente
Esso è dotato della possibilità di movimento orizzontale e verticale controllabile direttamente
dall’operatore o dal computer. Il lettino è solitamente equipaggiato con poggioli per la testa e per le
braccia a tutto vantaggio del comfort del paziente.
Il sistema computerizzato
Il sistema computer di un’unità PET è composto principalmente da un processore per l’acquisizione
dei dati (DAP), un processore per ricostruzione, un processore per l’elaborazione d’immagine un
video terminale, ed una stampante. Il DAP controlla l’acquisizione dei dati in tempo reale in diversi
modi specifici come istogrammi semplici, distribuzioni statiche, a soglia, etc.... Il processore per la
ricostruzione provvede ad elaborare i dati in una matrice (solitamente 128 x 128 0 256 x 256), ed il
processore d’immagine converte questi dati in un’immagine che può essere visualizzata e studiata
su un monitor.
Applicazioni
La Tomografia ad missione di Positroni è una tecnica non invasiva per la creazione di immagini
diagnostiche basata sull’analisi della distribuzione di attività metaboliche indicative di patologie. La
PET è particolarmente utile per pazienti affetti da malattie del cervello e del cuore così come in
pazienti con certi tipi di cancro. Tramite l’uso di radiofarmaci è possibile infatti studiare i
cambiamenti che avvengono a livello dei processi biochimici a causa di tali malattie. La PET può
ad esempio evidenziare, i cambiamenti che avvengono come conseguenza del morbo di Alzheimer,
per il quale solitamente non si notano grosse anormalità strutturali. Presentiamo di seguito una
breve sintesi delle principali applicazioni della PET.
Oncologia
La tomografia ad emissione di positroni si sta dimostrando estremamente utile nel rivelare masse
tumorali mostrandone le dimensioni e nel discriminare crescite maligne da casi benigni. Studi
recenti hanno dimostrato che l’elaborazione di immagini della PET permette di riconoscere le forme
più ricorrenti di tumori dell’encefalo, dei polmoni, colon, seno, pelle, linfonodi e altri organi. Le
informazioni provenienti dalla PET possono aiutare a scegliere quale combinazione di trattamenti
farmacologici abbia maggior successo nel controllare il tumore del paziente. In generale, questo
tipo di imaging permette la diagnosi precoce della patologia, rilevando le alterazioni metaboliche ad
essa dovute prima che si manifestino alterazioni morfologiche (rilevate da RNM e TC).
Cancro del polmone
Nel cancro del polmone a cellule non piccole (NSC LC), l’utilità clinica è riconosciuta per gli usi
seguenti:
-caratterizzazione del nodulo polmonare solitario;
-staging iniziale con diagnosi avvenuta di NSC LC, includendo la scoperta di linfonodi e metastasi
in sede mediastinica e la scoperta di metastasi sparse;
e ha potenziale per :
-monitoraggio della risposta alla terapia e scoperta di tumori ricorrenti o residui.
Linfoma
Nel linfoma di Hodgkin e non-Hodgkin, l’utilità clinica è riconosciuta per:
20
-staging iniziale quando il re-staging potrebbe influenzare la scelta del trattamento;
-valutazione della malattia rimanente dopo trattamento;
e ha potenziale per:
-valutare la risposta alla terapia.
Cancro della mammella
Nel cancro del seno, l’utilità non è riconosciuta in modo chiaro, ma ha potenziale per:
-staging dei tumori primari e ricorrenti;
-scoperta di metastasi linfonodali;
-scoperta del tumore primario nel contesto di una valutazione poco certa;
-monitoraggio della risposta alla terapia.
Cancro della prostata
Nel cancro della prostata, la FDG-PET ha, anche se non ci sono al momento dati per dimostrare la
sua efficacia, potenzialità clinica per:
-scoprire tumori ricorrenti o residui.
Cancro del colon-retto
Nel colon-retto, l’utilità clinica è riconosciuta per gli usi seguenti:
-scoperta pre-operatoria di metastasi epatiche o extra epatiche in pazienti nei quali è stata trovata
una ricorrenza localizzata;
-determinazione dell’ubicazione di tumori ricorrenti in presenza di sintomi clinici o scoperte
paracliniche anormali (rappresentazione di immagini convenzionale; CEA; etc..);
-differenziazione tra ricorrenza e cicatrice post-operatoria nel contesto di rappresentazione di
immagini diagnostiche che mostrano le anormalità;
ha potenzialità per:
-monitorizzare la risposta alla terapia;
e non è riconosciuto per:
-diagnosticare la lesione primaria.
Melanoma
Nel melanoma l’utilità clinica è riconosciuta per gli usi seguenti:
-individuazione di metastasi extranodali durante lo staging iniziale o nel contesto di un follow up
post-operatorio;
-valutazione di recidiva potenzialmente trattabile;
non è riconosciuta per:
-diagnosticare la lesione primaria;
-individuare metastasi nei linfonodi.
Cancro del testa-collo
Nel testa-collo l’utilità clinica è riconosciuta per:
-identificare un tumore primario ignoto in presenza di metastasi del nodo cervicale;
-staging i linfonodi cervicali quando ci sono esiti negativi dalle tecniche di immagini convenzionali;
-scoprire malattia ricorrente o tumori residui e differenziando la cicatrice post-operatoria;
e non è riconosciuto per:
-monitorare la risposta alla terapia.
Malattie del cervello
Le immagini prodotte dalla PET permettono di ricavare informazioni utili per localizzare e valutare
le patologie cerebrali. Esse infatti possono permettere di individuare la regione del cervello che è
all’origine della malattia. La PET si dimostra utile nel riconoscere malattie degenerative del
cervello come i morbi di Alzheimer, Huntington e Parkinson. In un periodo non superiore ad alcune
ore subito dopo un attacco, l’imaging data dalla PET può dimostrarsi come utile strumento nel
determinare la terapia da prescrivere al paziente. Negli studi dei tumori al cervello è stato osservato
che la concentrazione di FDG aumenta proporzionalmente all’attività tumorale. Infatti l’uso di
21
FDG-PET in molti studi ha dimostrato come esiste una chiara correlazione tra l’aumento di FDG e
il grado istologico di un gliocoma, e anche tra lo stesso aumento e la prognosi sulla sopravvivenza.
A livello di immagine di solito si può osservare una zona calda relativamente a lesioni di alto
livello, e una zona fredda legata a glicomi di basso grado. Comunque, fino ad ora, l’applicazione
più consistente e importante della FDG-PET nello studio dei tumori del cervello, è stata la sua
applicazione nel monitoraggio degli effetti del trattamento post-radiazioni per lesioni di alto grado
del cervello. Infatti diventa spesso molto difficile fare una diagnosi differenziale con la tomografia
computerizzata (CT) o la risonanza magnetica, in quei pazienti che sono stati operati e poi trattati
con la radioterapia, e presentano, alcuni mesi dopo l’intervento, una lesione parziale necrotica e un
aumento del contrasto periferico. FDG-PET si è dunque dimostrata utile in questi casi per
differenziare i casi di riprese di tumori, che si evidenziano con alti aumenti di concentrazione di
FDG, da casi di necrosi da radiazione nel quale il livello di FDG è basso.
Cardiologia
Recenti ricerche effettuate da diversi laboratori europei e americani hanno dimostrato che il F-18
fluorodesossiglucosio (FDG) è un buon marcatore del metabolismo del glucosio ed in particolare,
usando tale molecola unita ad uno studio PET, può essere utile per valutare l’irrorazione sanguigna
del miocardio. Infatti è stato osservato come l’FDG-PET, quando usato a distanza di una settimana
o più dopo un infarto, può accuratamente identificare i pazienti con una povera funzionalità del
ventricolo sinistro che potrebbe avere benefici da una rivascolarizzazione. Inoltre, recenti studi,
hanno anche mostrato che l’FDG-PET è capace di riconoscere pazienti per i quali ci può essere un
alto rischio di complicazioni cardiache dopo interventi chirurgici.
Problematiche e sviluppi
La maggior parte dei problemi associati alla PET sono legati hai limiti dell’attuale tecnologia (cioè
ad esempio risoluzione spaziale e risoluzione energetica). Inoltre per limitare il più possibile errori
meccanici e problemi nella qualità dell’immagine, l’unità di lavoro PET dovrebbe adottarsi di un
corretto programma di controllo di qualità per l’apparecchiatura che include i seguenti aspetti:
-test giornaliero del sistema in condizioni di lavoro normali;
-calibrazione del sistema all’incirca una volta a settimana;
-test mensile delle prestazioni della macchina, come ad esempio la risoluzione spaziale ed
energetica, efficienza di conteggio, uniformità di immagini, e uniformità nella velocità di
acquisizione.
Attualmente le tecniche di acquisizione sviluppate per camere di coincidenza per raggi gamma
hanno una frequenza di conteggi più bassa di quella caratteristica di un sistema PET, il che può
intaccare la risoluzione e la qualità di immagine. Comunque, immagine ricostruita tramite
coincidenza può permettere di avere una sensibilità più alta, migliorando la rivelazione delle lesioni.
Lo sviluppo del sistema PET è sicuramente il più recente all’interno dell’ampio mondo delle
immagini nucleari per la medicina. Fino a circa la prima metà degli anni ’80 la PET rappresentava
soltanto un’apparecchiatura di ricerca, negli ultimi 10 anni però, grazie al forte sviluppo delle
tecnologie per la diagnostica clinica, essa è diventata uno strumento particolarmente utile per la
valutazione e la cura di malattie cardiovascolari e tumorali. Attualmente gli sviluppi di questa
tecnologia sono concentrati nel miglioramento della cattura dei fotoni per ottenere un’immagine
PET più accurata. Un ulteriore campo di sviluppo riguarda la possibilità di unire in un’unica
apparecchiatura la tecnologia della PET e della risonanza magnetica.
Linee guida per la scelta
22
L’acquisto di un’apparecchiatura PET rappresenta oggi un impegno piuttosto importante.Oltre alla
spesa di base per l’acquisto dell’apparecchiatura, un aspetto molto importante nell’economia di una
struttura PET è l’installazione della macchina stessa (che talvolta richiede una spesa aggiuntiva
elevata) e la sua manutenzione. A tale proposito risulta molto importante calcolare, ancora prima
dell’acquisto di una PET, quali spese devono essere sostenute per la costruzione di una o più
eventuali stanze opportunamente isolate (bunker) in cui alloggiare il ciclotrone e il tomografo ad
emissione di positroni. La manutenzione e il periodo di training per le persone che dovranno
lavorare attorno alla struttura devono rappresentare un fattore discriminante notevole nella scelta di
quale prodotto comperare alla fine. Infatti all’interno del budget di spesa che l’ente sanitario deve
prevedere, il capitolo riguardante il personale da affiancare a quello gia esistente rappresenta
un’aggiunta notevole di spesa che deve essere tenuta in considerazione. A tale proposito è
importante sottolineare che è stato osservato in diverse strutture sanitarie estere (ad esempio U.S.A.
dove le PET sono molto diffuse) che la creazione di un gruppo di lavoro sufficientemente istruito
permette con il tempo di abbattere molti costi legati alla manutenzione e al funzionamento
giornaliero dell’apparecchiatura, con notevoli benefici dell’azienda stessa e i pazienti che ne
usufruiscono.
La struttura PET, visto l’alto livello di informatizzazione con cui è stata costruita e sviluppata,
richiede che la struttura sanitaria si doti di un’adeguata rete interna (e non) di personal computer
con cui gestire, acquisire e immagazzinare le immagini che l’elaboratore di immagini della PET
produce. Per questi motivi il capitolato speciale allestito per l’occasione deve essere adeguato
all’impegno di spesa previsto ed alle esigenze a cui verrà sottoposta la struttura PET. Se da un lato,
pertanto, i requisiti minimi devono essere perfettamente individuati, dall’altro è opportuno evitare
limitazioni troppo restrittive basate sulla richiesta di caratteristiche di secondaria importanza così
com’è necessario che la struttura PET nel suo complesso sia fornita di tutte le infrastrutture
necessarie ad effettuare le diagnosi nei campi medici previsti dalla struttura sanitaria. Traducendo il
tutto in aspetti più squisitamente tecnici, fattori discriminanti tra un prodotto e l’altro da considerare
al momento della scelta sono ad esempio: i possibili tipi di radiofarmaci che possono essere prodotti
(che potrebbe limitare i tipi di esami eseguibili), la velocità e la quantità con cui vengono prodotti
questi radiofarmaci (che limiterebbe il numero di esami eseguibili e quindi il pieno sfruttamento
della stessa PET). Inoltre la richiesta di un ciclotrone autoschermante (self shilding) può risultare
determinante qualora l’azienda non possieda gia un’opportuna stanza isolata atta a contenere
apparecchiature che producono elevate dosi di materiali radioattivi. Infine è necessario studiare
quali sono i software presenti nell’apparecchiatura PET proposta dalla ditta contattata. Questi ultimi
infatti sono diversi a seconda dell’ambito clinico dove deve essere usata la PET. Alcuni di questi
software hanno continui aggiornamenti che ne possono migliorare le prestazioni in sede di
ricostruzione dell’immagine e sarebbe opportuno conoscere la disponibilità della ditta fornitrice a
dotare di volta in volta l’apparecchiatura delle nuove evoluzioni e di insegnare ai tecnici dell’ente
sanitario ad utilizzarli.
Analisi economica
Considerazioni generali
La PET ha dimostrato, oltre ad un’elevata affidabilità diagnostica, un significativo impatto in
termini di tempi e di costi del processo diagnostico-terapeutico sia con la diminuzione di altre
indagini, comunque costose, sia in relazione agli anni di vita guadagnati e all’incremento della
qualità della stessa in seno alla popolazione di riferimento. L’impatto economico positivo si rende
particolarmente evidente in alcune patologie: il risparmio viene valutato, ad esempio, nell’ordine di
1000 euro/paziente nel caso del tumore polmonare (quasi 1000 casi anno in FGV) e del colon, in
quanto determina una riduzione del 20-40% degli interventi inutili (per incompleta stadiazione) e
una netta diminuzione dei tempi necessari per la stadiazione. Inoltre, la precocità diagnostica delle
lesioni individuata (fino a pochi millimetri di diametro) inciderà in maniera significativa sulla
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tipologia degli interventi demolitivi che si presume potranno essere meno invasivi e con minore
incidenza di complicanze post-chirurgiche, evitando altresì interventi chirurgici del tutto inutili dal
punto di vista terapeutico e prognostico. Sviluppi molto promettenti sono anche in atto circa la
possibilità di valutare, in corso di terapia antiblastica, la risposta del tumore e quindi l’efficacia
della stessa; ricadute positive si attendono sia sulla qualità della vita del paziente sia sui costi della
terapia. Gli esiti dei trattamenti, inoltre, dovrebbero in numerosi casi ridurre il peso del follow up
e/o delle terapie successive.
Ipotesi di finanziamento delle apparecchiature ed impianti
La formula di acquisto considerata è del tipo leasing comprensivo di contratto di manutenzione “full
risk” e comporta un’incidenza annuale PER costi fissi IMPUTABILI AL CANON ELEASING.
A parte, sempre nei costi , vengono considerati i costi del personale, in quanto l’apertura di un
centro PET che lavori a pieno regime comporta necessariamente l’assunzione di nuovo personale. I
costi variabili sono in funzione diretta del costo per singola dose di radiofarmaco (F-18 FDG). Il
costo del radiofarmaco è a sua volta funzione del metodo di produzione prescelto; in questo studio
si formulano diverse ipotesi e si scarta l’ipotesi di acquisto dall’estero in quanto particolarmente
onerosa:
- Opzione 1 : Centro PET privo di ciclotrone con acquisto del radiofarmaco dall’esterno;
- Opzione 2 : Centro PET dotato di ciclotrone per la sola produzione interna;
- Opzione 3 : Centro PET dotato di ciclotrone per la produzione interna e la vendita;
La tecnologia presa in esame
Il tomografo PET preso in esame in questo studio appartiene alla classe degli scanner dedicati alla
PET, di tipo “Full Ring”, con cristalli dei detettori del tipo NaI, BGO o LSO; la modalità di
acquisizione è del tipo 3D
Per ragioni di tipo pratico rispetto agli esami oncologici Whole Body ai quali ci si rivolge, il
tomografo prevede l’integrazione del Tomografo Computerizzato (TC), con conseguente aumento
dei costi stimati per l’acquisto delle apparecchiature.
Requisiti strutturali e tecnologici
Per svolgere l’attività, considerati i materiali utilizzati e il loro effetto sui pazienti, la struttura deve
possedere alcune caratteristiche peculiari e locali annessi, quali la zona di preparazione del paziente,
l’attesa calda, il laboratorio per la preparazione dei radiofarmaci, etc..., che incidono sui costi di
realizzazione dell’impianto. Per quanto riguarda il personale, l’organizzazione di quello coinvolto
nella gestione del paziente non è dissimile da quella che si prevede per altre tecnologie
diagnostiche; cambia invece radicalmente la necessità di risorse determinata dalla preparazione dei
radiofarmaci con i processi connessi di qualità, attività per la quale si devono prevedere in aggiunta
un dirigente farmacista/chimico, tre tecnici di laboratorio e un fisico sanitario.
Si tratta, pertanto, di un investimento oneroso per il quale è d’obbligo un’attenta valutazione costiricavi della struttura, al fine di assicurare almeno il pareggio di bilancio dell’Azienda Ospedaliera.
Considerando, poi, che il finanziamento delle prestazioni risulta a carico del Servizio Sanitario
Regionale, è importante stimare i benefici economici anche in una logica più ampia che tenga conto
di aspetti diversi che rivestono ricadute positive su altri settori della sanità e della società.
Rilevanti sono, infatti, sia i costi iniziali legati alla realizzazione della struttura sia i costi fissi di
gestione annui.
Le quote di ammortamento previste dalla normativa sono pari al 12,5% annuo per 8 anni.
24
Opzione N°.1 (PET)
Descrizione
Quantità Costo storico
(Euro)
a) Costi Capitale
Tomografo
1
2.500.000,00
PET/TC
Lavori edili ed
225.500,00
impianti
Sub Totale a)
2.725.500,00
b) Costi Fissi
Elettricità
Personale
6
Manutenzione
Sub Totale b)
Totale Costi Fissi
c) Costi Variabili
Numero Esami
2.880
Dose di FDG 2880
450
(acquistato)
Materiale
di 2880
35
consumo
Sub Totale c)
Totale Costi
Costo per Esame 2.880
eseguito
Numero esami giornalieri
Attività dose per esame
Giornate lavorative/anno
Numero esami annuali
Costo dose FDG
Rimborso nazionale per esame
Totale costo per esame
Costo
(Euro)
finale Ammortamento
(anni)
Incidenza annua
(Euro)
3.562.400,00
8
445.300,00
316.824,00
8
39.603,00
3.879.224,00
8
484.903,00
6.000,00
300.000,00
10.000,00
316.000,00
800.903,00
1.296.000,00
100.800,00
2.197.703,00
1.396.800,00
2.197.703,00
763,00
12
8-10 mCi (296-370 MBq)
240 gg
2.880
450
1.070
763
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Opzione N°. 2 (Ciclotrone)
Descrizione
a) Costi Capitale
Ciclotrone 18 MeV
Radiochimica(Modulo
sintesi FDG)
Sistemi
sicurezza/Radioprotezione
Totale apparecchiature
Lavori edili ed impianti
Sub Totale a)
b) Costi Fissi
Elettricità
Personale
Manutenzione
Sub Totale b)
c) Costi Variabili
Materiali chimici/Reagenti
Sub Totale c)
Totale Costi
Produzione dosi FDG annue
Costo per dose di FDG
prodotta
Quantità Costo
storico
(Euro)
Costo finale Ammortamento
(Euro)
(anni)
Incidenza
annua (Euro)
1
2.000.000
600.000
2.810.000
843.000
8
8
351.250
105.375
600.000
843.000
8
105.375
3.200.000
550.000
3.750.000
4.496.000
772.752
5.268.752
8
8
8
562.000
96.594
658.594
30.000
250.000
40.000
320.000
5
2.880
2.880
2.880
270,833
780.000
780.000
1.758.594
1.758.594
610,6
26
Opzione N°. 2 (PET+Ciclotrone)
Descrizione
Quantità Costo
storico
(Euro)
a) Costi Capitale
Tomografo PET/TC + 2
4.500.000
Ciclotrone
Lavori edili ed impianti
775.500
Radiochimica
(modulo
600.000
sintesi FDG)
Sistemi
600.000
sicurezza/radioprotezione
Sub Totale a)
6.475.500
b) Costi Fissi
Elettricità
Personale
11
Manutenzione
Sub Totale b)
c) Costi Variabili
Numero Esami
2.880
Materiale di consumo
2.880
35
Materiali chimici/reagenti
2.880
270,833
Sub Totale c)
2.880
305,833
Totale Costi (a+b+c)
Costo per Esame eseguito
2.880
2.660.300
Opzione N°.2
Produzioni giornaliere
Dosi FDG prodotte al giorno
Numero esami giornalieri
Centri riforniti
Attività dose per esame
Giornate lavorative/anno
Numero esami annuali
Costo dose FDG
Rimborso nazionale per esame
Totale costo per esame
Costo finale Ammortamento
(Euro)
(anni)
Incidenza
annua (Euro)
6.372.400
8
796.550
1.089576
843.000
8
8
136.200
105.375
843.000
8
105.375
9.147.976
8
1.143.500
36.000
550.000
50.000
636.000
100.800
780.000
880.800
2.660.300
923,71
1
12
12
1
8-10 mCi (296-370 MBq)
240
2.880
610.6
1.070
923.71
27
Opzione N°.3 (PET)
Descrizione
Quantità Costo storico Costo finale Ammortamento
(Euro)
(Euro)
(anni)
a) Costi Capitale
Tomografo PET/TC + 1
lavori edili + impianti
b) Costi Fissi
Elettricità + personale +
manutenzione
c) Costi Variabili
Materiale di consumo
2880
Totale Costi
Costo
per
Esame 2.880
eseguito
Opzione N°. 3 (Ciclotrone)
Descrizione
2.500.000
8
484.903
316.000
35
a) Costi Capitale
Ciclotrone + radiochimica +
sistemi sicurezza/protezione
+ lavori edili ed impianti
b) Costi Fissi
Elettricità + personale +
manutenzione
c) Costi Variabili
Dosi prodotte annue
8.640
Materiali chimici/Reagenti
8.640
Totale Costi
Costo per dose di FDG 8.640
prodotta
100.800
901.703
313
901.703
Quantità Costo
storico
(Euro)
Produzioni giornaliere
Dosi FDG prodotte al giorno
Numero esami giornalieri
Centri riforniti
Attività dose per esame
Giornate lavorative/anno
Numero esami annuali
Costo dose FDG
Rimborso nazionale per esame
Totale costo per esame
Totale dosi commerc./anno
Totale ricavo dalla vendita del FDG
3.562.400
Incidenza
annua (Euro)
3.750.000
Costo finale Ammortamento Incidenza
(Euro)
(anni)
annua (Euro)
5.268.752
8
658.594
320.000
270,833
3.318.591,1
2.339.997,1
3.318.591,1
384
2
36
12
3
8-10 mCi (296-370 MBq)
240
2.880
384
1.070
697
5.760
2.592.000
28
Tabella riassuntiva (In Euro) :
Costo Dose Costo Esame
Opzione N°.1 450
763
Opzione N°.2 610,6
923,71
Opzione N°.3 384
697
Rimborso
3.081.600
3.081.600
3.081.600
Spese Totali Ricavi
2.197.700
2.660.300
4.220.294,1 2.592.000
Saldo Finale
+883.900
+421.300
+1.453.305,9
In funzione hai risultati dell’analisi svolta, tutte e tre le configurazione portano ad un positivo di
bilancio, con una predominanza per l’opzione tre. Valutandole singolarmente, si potrebbe giungere
alla conclusione che:
L’opzione 1 può risultare economicamente vantaggiosa, perché richiede un minore investimento
economico rispetto alle altre e perché il costo delle dosi disponibili sul mercato nazionale ed estero
vanno progressivamente attenuandosi. L’aspetto negativo che ne sconsiglia la scelta, è legato alla
difficoltà organizzativa del Centro PET in relazione al corretto e puntuale approvvigionamento del
farmaco. Inoltre l’investimento è totalmente dipendente dalla quota di rimborso prevista dal DRG
nazionale. Il rischio di una possibile riduzione del contributo, nell’ottica più generale di un
contenimento della spesa sanitaria, porterebbe ad una limitazione di guadagno.
L’opzione 2, per numero di dosi prodotte in rapporto ai costi di gestione dell’intera struttura, è al
limite della convenienza e soprattutto è inaccettabile in un’ottica di razionalizzazione delle risorse e
degli investimenti. Oltretutto, anche questa soluzione è totalmente dipendente dalla quota di
rimborso (DRG) nazionale.
Più conveniente risulta essere l’opzione 3, che prevede la costruzione di un unico centro per la
produzione dei radiofarmaci dalla quale poter fornire fino a tre Centri PET riuniti in consorzio.
L’opzione 3 comporta un notevole impegno economico-organizzativo che va dall’acquisto del
ciclotrone, all’unità di sintesi, ai sistemi di radioprotezione, vigilanza ambientale, e alla formazione
del personale, ma i vantaggi diretti dalla gestione del ciclotrone ne compensano in parte lo sforzo.
Si possono infatti produrre traccianti radioattivi con diverse caratteristiche fisico/chimiche
specifiche per ogni distretto anatomico da esaminare, variarne la quantità di produzione in funzione
alle esigenze, avere sempre a disposizione un’attività tale da ridurre al minimo la quantità di
radiofarmaco iniettato.
Conclusioni
La scelta di introdurre la metodica PET nel Sistema Sanitario Nazionale è sorretta dalla
dimostrazione documentata dell’accuratezza diagnostica soprattutto nel settore oncologico,
indirizzando i clinici ad una più accurata stadiazione e conseguente implementazione terapeutica.
I vantaggi in termini di qualità della vita e di sopravvivenza dei pazienti sono certi, anche se non
ancora sufficientemente suffragati da ampi studi di popolazione per la ancora recente prassi
assistenziale. I costi di investimento per la tecnologia e la gestione della medesima sono notevoli,
ma dovrebbero essere compensati dalla riduzione di altre metodiche altrettanto costose, dalla più
accurata tecnica chirurgica e dall’impiego più mirato e specifico della terapia farmacologica e
radiante e soprattutto, sul piano sociale, dalla qualità della vita e dagli anni di vita guadagnati.
In conclusione ed in accordo da quanto riportato nei più importanti studi di valutazione HTA
(Canada, Australia, Gran Bretagna), si suggerisce quanto segue:
-al momento attuale, il finanziamento per centri PET dovrebbe essere limitato a quelli che
impiegano PET scanner dedicati del tipo “full-ring”, e che utilizzano detettori con cristalli in BGO,
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NaI, o cristalli con tecnologie o design più nuove (GSO), in grado di abbattere i tempi di esecuzione
degli esami;
-questi apparecchi PET dedicati dovrebbero soddisfare i requisiti tecnici e fisici identificati dal
presente studio;
-i sistemi con gamma camera adattate per esami PET non risultano appropriate per le attuali
esigenze cliniche e di ricerca;
-gli scanner PET dedicati del tipo full-ring , e che utilizzano detettori con cristalli di BGO, NaI, o
altri cristalli innovativi sono raccomandati per installazioni in centri clinici per studi oncologici,
cardiologici e neurologici;
-in base ai risultati dell’analisi economica la configurazione più conveniente è risultata essere quella
che prevede la costruzione di un centro unico per la produzione dei radiofarmaci, dalla quale fornire
fino a tre centri PET riuniti in consorzio.
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