2011
PET/CT
SERIES
Vol. 1
SISTEMI IBRIDI
PET / CT
Davide Ulivi
[PET/CT HYBRID SYSTEM SCANNER]
Un sistema PET/CT riunisce la funzionalità di un Tomografo ad Emissione di Positroni (PET) con quella di
un Tomografo Computerizzato (CT) in un unico dispositivo dotato di singolo lettino portapaziente e di un
sistema operativo unificato che semplifica e migliora qualitativamente e quantitativamente lo studio del
paziente che in un’unica sessione, senza essere spostato è studiato con entrambe le modalità.
Rev.1.1
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Se si paragonano i singoli tomografi PET e CT presi singolarmente, si potrebbe
essere portati a pensare che la loro unione in una nuova macchina ibrida
comporti un modesto avanzamento tecnologico nell’ambito dell’imaging
radiologico, ma, di fatto, si è di fronte ad un nuovo paradigma dell’imaging che ha
in sé un portato rivoluzionario. La ragione di ciò sta nella velocità, nella
convenienza e nell’accuratezza con la quale tali sistemi sono stati assemblati, al
fine di produrre una fusione delle due metodiche permettendo un nuovo imaging
con la fusione di immagini funzionali con immagini anatomiche. E’ normalmente
visibile, infatti, la valutazione contemporanea con entrambi i tipi di informazione
della parte anatomica esaminata. Con le velocità dei tomografi attualmente
disponibili, (multislice CT assemblata con PET dotata di detettori ad Ortosilicato di
Lutezio [LSO] ), è possibile eseguire un’indagine whole-body (collo-pelvi) CT e 18FFDG intrinsecamente registrati al di sotto di 1mm in una singola procedura e in un
tempo massimo al di sotto dei 15min. Infatti l’uso della mappa di correzione
dell’attenuazione basata sulla CT dei dati emissivi, rende la scansione
significativamente più rapida se paragonata ad una scansione con tomografo PET
stand alone. Il fondamentale vantaggio di un tomografo ibrido PET/CT è
incentrato sull’abilità e sull’accuratezza con la quale il tomografo localizza quelle
regioni ad elevato accumulo di tracciante permettendo di localizzare il tumore e la
sua sede in caso di situazioni anatomiche a scarsa differenziazione. Per il
professionista il vantaggio è la
maggiore sensibilità verso la
malignità
che
viene
dalle
informazioni metaboliche nei casi in
cui forse c'è ancora poco
mutamento morfologico, nonché
una migliore capacità di distinguere
neoplasia
benigna.
Per
gli
amministratori
il
potenziale
beneficio è il migliore rapporto
costo-efficacia delle procedure
singole e ad alta risposta diagnostica
piuttosto che eventuali doppie e
incerte indagini in tomografi stand alone. Il beneficio per il paziente è notevole in
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quanto dovrà sottoporsi (Fig.1) soltanto ad una sola indagine potenzialmente più
sensibile ed utile alla sua diagnosi o alla sua stadiazione di malattia. Infatti, la
progettazione ottimale di protocolli di PET / CT è attualmente ancora oggetto di
notevole ricerca e sviluppo e lo rimarrà per qualche tempo a venire. I primi
reports nella letteratura sono stati principalmente studi di oncologia: sembra così
essere già chiaro che la PET / CT ha un impatto importante sull’assistenza
sanitaria in oncologia. Nel complesso questi risultati preliminari suggeriscono che
le procedure PET / CT sono in grado di migliorare l'accuratezza diagnostica e la
stadiazione del tumore del 48-60%, di modificare significativamente il governo
clinico ed i piani di cura nel 12-27% dei casi se comparati con indagini
indipendenti eseguite da tomografi PET e CT. Di fondamentale importanza per la
PET / CT è la capacità di portare sensibili modifiche ai piani di trattamento
radioterapico fino al 63% dei pazienti esaminati. Potenziali inconvenienti per i
sistemi PET / CT sono in qualche modo il maggiore investimento di capitale iniziale
richiesto a fronte di un tomografo stand alone dedicato PET e l’ingombro
sensibilmente maggiore , apportando quindi costi aggiuntivi per l'installazione. In
qualche caso queste macchine ibride hanno sollevato nuove questioni in materia
di formazione dei tsrm e soprattutto dei medici che vi operano, dal momento che
questi tomografi si pongono al confine tra la tradizionale medicina nucleare e la
radiologia. A titolo di curiosità negli USA per un certo periodo sono stati utilizzati
due tsrm (1 tsrm lato PET più 1 tsrm lato CT) e soltanto in tempi recenti si è
pervenuti alla formazione professionale mirata dei tsrm ed al rilascio delle licenze
per tecnici PET / CT e relativi piani di copertura assicurativa.
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II. MOTIVAZIONI
L’aggiunta della CT alla PET ha tecnicamente tre potenziali vantaggi
realizzati ed analizzati in vari progetti differenti. Esso prevede (1) una
veloce correzione dell’ attenuazione dei dati emissivi PET a basso rumore.
(2) L’alta risoluzione ed accuratezza delle informazioni dei riferimenti
anatomici nelle co-registrazioni a supporto dell’individuazione dello
specifico uptake radiofarmaceutico del tumore al fine della distinzione di un
uptake non specifico. (3) Ottenere informazioni diagnostiche supplementari
quali la accurata misura della dimensione del tumore o il riscontro di lesioni
non visibili in PET a causa della non captazione del tracciante. Da un altro
punto di vista l'aggiunta della PET alla TC fornisce, in effetti, un evidente
riferimento metabolico che aiuta nel distinguere un tessuto benigno da un
tessuto maligno di ausilio nella diagnosi precoce di tumori non ancora visibili
solo con CT. Le sinergiche applicazioni diagnostiche dell’imaging metabolico
e morfologico sono in qualche modo evidenziate dallo standardized uptake
values [SUV] per gli effetti di volume parziale. Attualmente sono in fase di
studio elementi che fanno pensare ad un confronto in ordine ad un
probabile superamento del [SUV]. Sono sempre in continuo divenire studi
di software ed algoritmi che sempre più migliorino l’accuratezza delle coregistrazioni delle immagini. Resta però indispensabile la sempre maggiore
accuratezza di soluzioni hardware. Il primo prototipo di PET / CT è stato
sviluppato intorno agli anni 1998/2000 e si basava su Siemens/CPS ECAT
ART™ PET scanner (un tomografo con parziale anello rotante con
germanato di bismuto (BGO) a blocchi di rivelatori privi di setto assemblato
con il tomografo Siemens Soma Tom AR.SP ™CT scanner (TC spirale a
singola fetta e di terza generazione operante a 30 giri / min). Il successo che
ne conseguito ha portato i produttori ad ottenere sempre più prestazioni
elevate sia per la CT che per la PET, modificando il ruolo della CT a ruolo
diagnostico non relegato alla sola correzione dell’attenuazione. L'enfasi
sulla qualità delle immagini CT ha portato il crescente interesse dei
radiologi sul tomografo ibrido PET/CT. Di conseguenza, grande interesse
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per le modalità si è diffuso rapidamente dalla Medicina Nucleare verso la
comunità più ampia della Radiologia.
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III IL PROGETTO
Considerazioni Generali
Il
progetto
della
prima
generazione PET / CT scanner è
stato influenzato in larga misura
dalla loro primaria destinazione
applicativa, in ambito oncologico,
come 18F-FDG wholebody. Le
procedure oncologiche rivestono a tutt’oggi oltre il 90% di tutti gli studi clinici
PET. Le principali caratteristiche della componente PET sono un diametro
adeguato del tunnel paziente (70 cm di diametro è standard per CT), un’elevata
sensibilità, ed una ottimale risoluzione spaziale. Un gantry con adeguato diametro
del tunnel per il paziente è di fondamentale importanza, si pensi ai piani di
trattamento radioterapico che prevedono frequenti e precisi posizionamenti del
paziente spesso mediante l’utilizzo di ingombranti accessori come speciali caschi e
confortevoli appoggia braccia. Le lunghe scansioni, anche superiori a 100 cm,
impongono precisione estrema nel corretto posizionamento del paziente che
dovrà sostenere immobile entrambe le scansioni PET / CT. L’ottimizzazione della
performance dei componenti PET è legata alla dose iniettata al paziente di circa
350 – 550MBq di 18F-FDG con un uptake compreso fra 45 – 90min. Il tempo di
esecuzione completo dell’acquisizione PET/CT in 2D è di circa 25’ ( 5’ CT + 20’ PET)
, ma molto al di sotto se in acquisizione 3D (senza setti).
( in figura la PET/CT Discovery 690 in uso alla SOD di Medicina Nucleare dal gennaio 2011 )
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IV I DETETTORI
Nei tomografi convenzionali, i detettori e le componenti elettroniche usate per il
rilevamento dei fotoni così come per l’elaborazione dei segnali generati
dall’annichilazione dei positroni, sono molto diversi, sia per funzionalità che per
progettazione, a quelli usati per la misurazione ?-ray trasmissiva. La PET
acquisisce dati con count-rate di gran lunga inferiore a quello della CT e usa
blocchi di scintillatori multicristallo con elevato stopping power, come i [BGO]
(germanato di bismuto) o [LSO-LYSO] (ortosilicato di Lutezio) montati sui
fotomoltiplicatori (PMTs). Ogni fotone rilevato è analizzato al fine di determinarne
l’energia, le coordinate spaziali e, se questi sia o meno in coincidenza temporale
con un altro fotone rilevato. Ciò richiede un certo tempo di elaborazione dei dati
per eventi in coincidenza. Un report rate di eventi in coincidenza viene stimato
all’incirca in 3 Mcps in esami whole body. La CT, invece, utilizza detettori in
ceramica letti da fotodiodi operanti ad elevato flux rate. Tale differenza è data
dalla conoscenza certa della posizione della sorgente Rx emittente e dal fatto che
non debbono essere eseguite elaborazioni di discriminazione energetica. Il
processo di elaborazione elettronica dei dati CT è quindi molto differente e con un
data rate di gran lunga superiore dal data rate analizzato dal lato PET. E’ possibile
campionare il flusso di corrente da ogni detettore CT 1000 volte per rotazione. In
un sistema multislice costituito da molte migliaia di canali rivelatori e con un
periodo di rotazione supposto di ca 0.5 sec il totale del rateo dei campionamenti
può superare i 10 Mcps. Ogni campionamento può rappresentare la corrente
prodotta da numerose migliaia di fotoni individuali assorbiti da ogni rivelatore.
Sebbene siano stati sviluppati sistemi di rivelazione capaci di processare eventi sia
in modalità emissiva che in modalità trasmissiva, resta la difficoltà del
raggiungimento di alte performances di tali sistemi così da consigliare ancora, e
prevedibilmente per alcuni anni ancora, sistemi PET/TC con sistemi di rivelazione
separati. La performance della componente PET dipende in larga misura dalla
progettazione del suo sistema di rivelazione peraltro sempre in costante rapida
evoluzione. I progettisti lavorano sui materiali per costruire sistemi di rivelazione
nuovi e più efficienti per migliorare la sensitività e cercando di espandere i
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rivelatori assialmente. I costi sono contenuti mediante l’utilizzo di più cristalli per
PMT, di conseguenza diminuendo il numero dei PMTs. I rivelatori a germanato di
bismuto [BGO] sono attualmente in via di sostituzione nei tomografi PET con altri
materiali rivelatori quali l’oxyortosilicato di gadolinio *GSO+ e, soprattutto, con
l’ortosilicato di lutezio *LSO-LYSO] ad alta luminosità in output, con migliore
energia di risoluzione e con un rapido tempo di decadimento della scintillazione.
Questa elevata luminosità permette di usare un minor numero di PMTs e
permette, perché di fatto associato ad un rapido tempo di decadimento della sua
luminosità, di migliorare la risoluzione temporale dei fotoni rilevati consentendo
così l’utilizzo di una finestra più piccola per migliorare il sistema preposto al
rifiuto degli eventi random. La superiore energia di risoluzione aumenta la
capacità dei rivelatori a rifiutare eventi scattered. Un minore tempo di
decadimento della luminosità significa meno tempo morto per il sistema e di
conseguenza una ottimale capacità di reazione del sistema. Altro tema
importante è quello relativo alla progettazione e schermatura dei rivelatori PET. E’
stato dimostrato, mediante test con uso di fantocci e procedure consolidate, di
come la performance del sistema di rivelazione 3D (non ci sono setti nel sistema
di rivelazione) rispetto al sistema di rivelazione 2D (un setto per ogni anello di
detettori ) sia superiore. E’ stato superato successivamente, mediante
l’implementazione di algoritmi dedicati, il degrado dell’imaging dovuto
all’accettazione da parte di un sistema 3D di eventi provenienti dall’esterno del
campo di vista (FOV). Resta tuttavia ancora aperta la questione di come entrambi
i sistemi 2D (septa) e 3D (no septa) possano concorrere a migliorare la pratica
clinica.
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MODALITA’ DI ACQUISIZIONE DELL’IMMAGINE
La maggior parte delle apparecchiature PET che utilizzano i sistemi di
detettori possono operare in modalità 2D o 3D .
Nella modalità 2D vengono utilizzati setti di piombo o tungsteno che
sporgono interposti tra i pannelli con lo scopo di bloccare i fotoni con angoli
troppo pronunciati. Le coincidenze vengono registrate solo tra i collimatori
dello stesso anello o in anelli vicini (Figura 12).
Le coincidenze dei rivelatori tra anelli vicini vengono sommati per produrre
un insieme di dati che vengono poi utilizzati usando tecniche standard.
Fig
.
Modalità di acquisizione 2D.
Nella modalità 3D non vengono più utilizzati i setti in piombo tra gli anelli e
non vi sono più suddivisioni in piani. Le coincidenze vengono registrate tra
collimatori situati in qualsiasi combinazione di anelli (Fig. ).
Nella modalità 3D vengono utilizzate tecniche di ricostruzione
dell’immagine che richiedono calcoli più intensivi.
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Fig. Modalità di acquisizione in 2D (a) e in 3D (b).
CONFRONTO TRA MODALITA' 2D E 3D:
Nella modalità 2D i setti creano un effetto ombra assorbendo i fotoni con una
riduzione di efficienza anche del 50%. Nella modalità 3D, considerata l’inesistenza
dei setti, vengono misurati un maggior numero di eventi: da un lato aumenta la
sensibilità di registrare gli eventi di coincidenza vera ma dall’altro aumenta la
possibilità di registrare le “coincidenze scatter” poiché vengono registrati anche i
fotoni con maggiori angoli di diffusione (Fig. ).
Fig. .La figura mostra che nella modalità 3D la LOR viene misurata anche per
fotoni di scatter con angoli maggiori.
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Inoltre la modalità 3D implica un aumento del campo di vista (FOV) con
conseguente aumento della rilevazione degli eventi random (Fig.).
Fig. Confronto tra FOV nella modalità 2D (a) e 3D (b).
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CONFRONTO FRA RIVELATORI IN PET
La PET è una tecnica di medicina nucleare, non invasiva, che produce immagini
tridimensionali o mappe dei processi funzionali all'interno del corpo umano. Ciò è
possibile dopo l’introduzione per via endovenosa nel corpo del paziente di un
radionuclide che si lega chimicamente a una molecola attiva mettendo in
evidenza eventuali alterazioni e patologie a livello metabolico. All’interno del
corpo l’isotopo decade emettendo un positrone (β+) che dopo un breve percorso
di massimo pochi millimetri all’interno del paziente si annichila con un elettrone
del tessuto, producendo una coppia di fotoni gamma ciascuno con energia pari a
511 keV (Fig.1) emessi con verso opposto lungo la stessa direzione.
Fig. 1. Principio fisico della tomografia a emissione di positroni
Questi fotoni nell’interazione con lo scintillatore emettono un fotone
luminoso che viene rilevato dai tubi fotomoltiplicatori e quindi lo convertono in
segnale elettrico. La rivelazione avviene solo quando la coppia di fotoni
diametralmente opposti raggiungono contemporaneamente o entro l'arco di
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pochi nanosecondi i due rivelatori. La rivelazione permette in questo modo di
definire la linea di risposta (Cline Off Response o LOR) e dunque la direzione lungo
la quale è avvenuta l’annichilazione. Dalla misurazione della posizione in cui i
fotoni colpiscono il rivelatore, si può ricostruire la posizione all’interno del corpo
da cui sono stati emessi. Lo scanner utilizza la rivelazione delle coppie di fotoni
per mappare la distribuzione del radionuclide all’interno del corpo, sotto forma di
immagini di sezioni separate tra loro di 5 mm circa. La mappa risultante viene poi
letta e interpretata dal medico specialista. Gli scanner PET utilizzano una serie di
detettori di cristallo o scintillatori disposti lungo tutta la circonferenza di un
anello, gantry, al cui interno viene posizionato il paziente. Attualmente sono in
uso tre tipi di detettori basati sui cristalli di germanato di bismuto (BGO),
ortosilicato di lutezio (LSO) e orto silicato di gadolinio (GSO); (Figura 3). Quando
un fotone interagisce con uno scintillatore, viene emesso un raggio di luce visibile;
la luce viene poi convertita in un segnale elettrico da un fotorivelatore o
fotomoltiplicatore collegato allo scintillatore (Fig. 2). Lo scintillatore è
responsabile della conversione dell'energia di ionizzazione depositata dai raggi
gamma in luce la quale è poi rivelata e amplificata dal fotorivelatore..
Fig. 2. Principio di funzionamento di uno scintillatore collegato al rispettivo fotomoltiplicatore
Lo scintillatore è responsabile della conversione dell'energia di ionizzazione
depositata dai raggi gamma in luce la quale è poi rivelata e amplificata dal
fotorivelatore.
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I più importanti parametri fisici che caratterizzano le prestazioni di uno
scintillatore per PET sono (Tabella 1):
L’EFFICIENZA DI RIVELAZIONE che dipende dalla densità e dal numero
atomico effettivo (Z effettivo). Un elevata densità e numero atomico
effettivo garantiscono un elevato potere di frenamento (stopping power)
alle radiazioni di 511 KeV. Un elevato potere di frenamento permette di
impiegare cristalli di piccole dimensioni e quindi di migliorare la risoluzione
spaziale;
LA RISOLUZIONE ENERGETICA, che è associata alla resa di luce dello
scintillatore (N fotoni/MeV), definita come il numero di fotoni di
fluorescenza emessi per MeV di energia persa dal gamma per un evento di
assorbimento totale del cristallo. L’efficienza di scintillazione (Light output)
è la percentuale di luce prodotta dallo scintillatore; più è alto questo valore
maggiore è la risoluzione spaziale.
LA RISOLUZIONE TEMPORALE, che è associata al tempo di decadimento1
della transizione fluorescente, che quindi influisce sulla capacità di
1
Il tempo di decadimento può essere definita come la velocità di produzione del lampo di luce; cristalli con tempi di
decadimento più brevi permettono di utilizzare una finestra di coincidenza più stretta , riducendo la probabilità di registrare
coincidenze causali che provocano rumore nelle immagini PET.
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discriminare eventi in coincidenza nonché sul rate massimo di conteggio del
rivelatore. Per applicazioni PET ad alto rate di conteggio, il rate di conteggio
dovrebbe essere il più corto possibile per permettere una buona risoluzione
di coincidenza temporale e minimizzare gli eventi di coincidenza
accidentale.
LA SENSIBILITA' definita come la proporzione di coppie scoperte come
coincidenze vere.
La RISOLUZIONE SPAZIALE è la precisione con la quale possono essere
localizzate le emissioni di positrone. I fattori principali che determinano la
risoluzione spaziale di tomografi PET sono il materiale del cristallo e la
dimensione degli elementi detettori;
LA VELOCITA' DI CONTEGGIO espressa in colpi al secondo (kcps)
descrive la risposta del sistema di acquisizione delle immagini all'aumentare
della radioattività all'interno del campo di vista;
BGO
LSO
GSO
DENSITA’(g/cm3)
7,1
7,4
6,71
Z effettivo
74,2
65,5
59
15
75
30
COSTANTE DI DECADIMENTO (nsec)
300
40
60
IGROSCOPICO
NO
NO
NO
EFFICIENZA DI SCINTILLAZIONE
RELATIVA (%)
Tab.1. Caratteristiche fisiche dei tipici materiali scintillatori utilizzati in PET.
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IL CONTEGGIO EQUIVALENTE DEL RUMORE (NEC) è dovuto al fatto che
durante la registrazione si aggiungono agli eventi di coincidenza veri, eventi
scatter e random che provocano nell'immagine una perdita di contrasto e
quindi in degrado di qualità dell’immagine;
METODI DI CORREZIONE DELL'ATTENUAZIONE E RICOSTRUZIONE:
La differente attenuazione della radiazione da parte del corpo del paziente
avvenuta incidono fortemente sulla sensibilità per cui è necessario
utilizzare tecniche di correzioni per l’attenuazione. Per quanto riguarda la
ricostruzione il metodo convenzionale era basato sull'utilizzo dell'algoritmo
filtered back projection (fbp), attualmente in PET vengono impiegati anche
algoritmi di ricostruzione iterativa (IR) tra cui il maximum likelihoodexpectation maximization (Ml-Em) e l’order subset-expectation
maximization (Osem).
Altri parametri caratteristici sono la lunghezza d’onda di emissione e
l’indice di rifrazione, le proprietà meccaniche e igroscopiche, la resistenza
alla radiazione.
Fotorivelatori: Confronto Tra PS-PMT e APD
Per l’identificazione del punto dove è avvenuta l’interazione tra il fotone e il
detettore si utilizzano fotomoltiplicatori sensibili alla posizione (PS-PMT). Questi
fotomoltiplicatori, attraverso una struttura multi-anodica, che può essere a fili
incrociati o a matrici di anodi indipendenti, forniscono le informazioni sufficienti a
ottenere una buona codifica del punto di interazione. La lettura dei vari anodi
avviene solitamente tramite una catena resistiva che riduce notevolmente il
numero di canali da acquisire.
Negli ultimi anni sono stati utilizzati rivelatori per imaging nucleare basati
su fotorivelatori a stato solido come fotodiodi a valanga (APD) in alternativa ai PS-
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PMT. Questi sistemi sono caratterizzati da un accoppiamento “uno a uno” tra
cristallo scintillatore e fotorivelatore superando il problema della codifica (Fig 4).
Fig. 4. Esempi di accoppiamento matrice di scintillatore-fotorivelatore. A sinistra
una matrice di scintillatore è letta da un fotomoltiplicatore di grande area
sensibile alla posizione (codifica elettronica). A destra ogni cristallino di un
elemento di matrice è letto da un singolo APD.
Conseguentemente, non si ha perdita di risoluzione spaziale dovuta alla misura
del baricentro della luce emessa o dovuta alla codifica elettronica, come avviene
nei PS-PMT, potendo di fatto limitare la risoluzione spaziale alla sola dimensione
del cristallino. Questo avviene a prezzo di una maggiore complessità
dell’elettronica di acquisizione ed elaborazione dovuta al maggior numero di
canali, uno per pixel, da trattare. Tuttavia i PS-PMT risultano vantaggiosi in
termine di minore rumore elettronico. Il principale svantaggio degli APD è la loro
limitata risoluzione temporale e la forte dipendenza dalla temperatura.
Rivelazione e Coincidenze
La registrazione di un'annichilazione si ottiene solo se entrambi i fotoni vengono
captati dai detettori contemporaneamente o in un intervallo di tempo di pochi
nanosecondi (Fig. 5).
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Fig. 5. Registrazione degli eventi coincidenti
Se uno dei due fotoni viene assorbito dai tessuti il segnale di coincidenza non si
genera. Sulla base dei due eventi captati contemporaneamente viene ricostruita
la LOR ovvero la linea che permette di stabilire il punto in cui si è originata
l'annichilazione (Fig. 6).
Fig. 6. Ricostruzione della LOR a partire da due eventi coincidenti.
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Gli eventi coincidenti in PET possono essere classificati in quattro categorie:
Le COICIDENZE EFFETTIVE avvengono quando entrambi i fotoni provenienti
da un evento di annichilazione vengono rilevati contemporaneamente dai
rivelatori e non vi è nessuna interazione dei fotoni prima della rivelazione
(Fig.7.c);
Le COINCIDENZE DISPERSE avvengono quando almeno uno dei due fotoni
prima di essere rilevato viene sottoposto a un interazione Compton. Di
conseguenza, dato che la direzione del fotone dopo un’interazione
Compton risulterà alterata, questo verrà registrato da un rivelatore diverso
rispetto a quello a cui era destinato. Quindi il sistema ricostruirà una LOR
differente da quella reale (Fig. 7.a);
Le COINCIDENZE ACCIDENTALI avvengono quando due fotoni che non
provengono dalla stessa annichilazione vengono rivelati dal sistema
contemporaneamente o nella stessa finestra di tempo e per cui vengono
registrate come coincidenti (Fig. 7.b);
Le COINCIDENZE MULTIPLE vengono definite tali quando più di due fotoni
vengono rivelati contemporaneamente in differenti rivelatori. In questo
caso è impossibile determinare la LOR e l’evento viene rigettato dal
sistema. Le coincidenze multiple possono causare anche posizionamenti
sbagliati di eventi..
Fig. 7. Coincidenze disperse (a), accidentali (b) e effettive(c).
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IV GANTRY
Attualmente la piena integrazione (hardware) delle componenti CT e PET è
impossibile da realizzare senza introdurre una significativa separazione assiale nel
loro campo di vista. Il problema fondamentale della progettazione della PET / CT,
tuttavia, non è necessariamente come combinare la PET e la CT in un gantry
unico, ma di come ottenere due scansioni di precisione essendo nota relazione tra
la posizione del paziente nei due campi di vista delle rispettive modalità,
indipendentemente dal peso del paziente e dalla regione del corpo studiata.
L'alternativa ancora oggi ad un sistema integrato scanner è quindi essenzialmente
quello di utilizzare due distinti gantry posti adiacenti l'uno all'altro e risolvere il
problema di spostamento del paziente nel tunnel interno ad essi. Questo è
l'approccio che è stato adottato dai progettisti fino dalla prima generazione dei
tomografi ibridi PET / CT. Questo è l'approccio che riduce le dinamiche complesse
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di sviluppo ingegneristico necessarie per i sistemi di acquisizione dati, ma
presenta anche ulteriori tipi di sfide in relazione alla progettazione del sistema di
movimentazione dei pazienti(PHS). Questa strategia dual-gantry ha i vantaggi di
essere più flessibile rispetto a scelte che incorporano le tecnologie CT e PET,
entrambe, peraltro, ancora in complessa evoluzione, e consente anche più agevoli
manutenzioni in situ; ciascun intervento è infatti eseguibile separatamente
dall’altro rispettivamente ai lati opposti del gantry. La necessità di ridurre le
dimensioni e i costi relativi di progettazione e assemblaggio spingeranno sempre
più i progettisti a realizzare soluzioni volte ad una sempre più fine integrazione
hardware. I gantry in PET sono stati modificati per aumentare il diametro del
tunnel da 58-70-80 cm fino a corrispondere al diametro del tunnel CT e per
eliminare fonti radioattive trasmissive ridondanti, oltretutto le moderne PET 3D
non hanno i setti inter-ring. La lunghezza del tunnel paziente è di ca 110 cm, e la
separazione tra i campi di vista PET è di ca 80 cm. Lo spostamento orizzontale del
lettino porta paziente è sufficiente a coprire l’intero co-scan range (intervallo di
scansione coperto dai tomografi TC e PET), la sua lunghezza è ca 180-190cm. La
lunghezza totale del sistema (gantry più PHS) è circa 540 cm. Date le dimensioni
notevoli della PET/CT vengono consigliate dimensioni della stanza pari ad almeno
500 cm × 730 cm. Si noti che la CT è posta prima della PET e rivolta verso il lettino
porta paziente. La ragione di ciò è legata al protocollo di acquisizione. La CT,
infatti, viene normalmente eseguita prima della PET, e i dati CT vengono poi
utilizzati per posizionare automaticamente il paziente per la scansione PET. Un
ulteriore vantaggio di avere la PET verso la parte posteriore del gantry è che se il
paziente è posto sul lettino nella posizione head first, durante la scansione il
tempo di permanenza della la testa all’interno del tunnel è relativamente breve.
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V PHS SISTEMA DI SPOSTAMENTO DEL PAZIENTE
La progettazione PHS può sembrare un problema secondario, come è di solito nel
caso di imaging di medicina nucleare, ma in realtà è la chiave dello sviluppo
meccanico per la configurazione dual-gantry. La PET/CT presenta un unico
problema di progettazione in ordine al PHS dovuto alla separazione dei due campi
di vista (FOV). È necessario evitare la flessione del lettino definendo dei limiti di
tolleranza anche in relazione al peso del paziente. La problematica è di
fondamentale importanza perché di fatto tale flessione causerebbe degli offsets
fra le immagini CT e le Immagini PET. Può essere, infatti, molto pericoloso avere
due campi di vista separati lungo l’asse Z e coinvolti nel movimento di flessione
del lettino, con conseguenze potenzialmente irrecuperabili per l’imaging. Molte
soluzioni sono state adottate dai progettisti al fine di garantire il contenimento
della flessione del lettino nei due campi di vista a flessioni minimali e soprattutto
sovrapponibili fra entrambe le modalità. In un sistema PET/CT le due modalità
acquisiscono dati in modo diverso anche in relazione allo spostamento del lettino
porta paziente durante la scansione. La CT, infatti, imposta un movimento
continuo del lettino. La PET ha un movimento di step-and-shoot per ogni
avanzamento di lettino. Un continuo movimento del lettino anche in PET
migliorerebbe la uniformità assiale dei dati. E’ probabile che tale importante
movimento continuo del lettino PET sarà sviluppato in un prossimo futuro.
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Attualmente in CT si ha ripetibilità di posizionamento di ± 0,25 mm e una
precisione di velocità di ± 2% dal 1 a 150 mm / s.
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VI SOFTWARE AND COMPUTERS
Il software è il fattore chiave nella integrazione dei PET/CT è essenziale che la
interfaccia utente sia flessibile, senza soluzione di continuità collegamento tra il
CT e PET. Questo è difficile da raggiungere quando si combinano due sistemi
operativi in origine sviluppato in modo indipendente per le due modalità. Nei
sistemi di prima generazione, la mancanza di flessibilità era completa. Tuttavia,
nell'ambito di un protocollo di base whole-body è stata realizzata una forte
integrazione del flusso di lavoro dell'operatore come l'acquisizione, la
ricostruzione, la fusione, e la visualizzazione. Questo include la correzione
dell'attenuazione basata su CT applicata alla PET, la capacità di ricostruire i dati
PET in parallelo con le acquisizioni PET, una banca dati comune condivisa dalle
due modalità da consentire a tutti i dati di un paziente di apparire sotto un
singolo studio, il pieno rispetto Digital Imaging and Communications in Medicine
(DICOM) per entrambi i tipi di dati e di controllo integrato del PHS (patient
handling system). Il topogramma è una scansione a basso dosaggio, molto rapido
(<10 s) sul piano di proiezione dei raggi X eseguite inizialmente sul paziente al fine
di pianificare la posizione di successive acquisizioni TC. Il range di scansione può
essere posizionato e dimensionato graficamente sul topogramma mediante
posizionamento di scout per definire e ottimizzare poi esattamente un numero
intero di lettini PET. A seguito della scansione CT, gli intervalli corrispondenti PET
saranno acquisiti mediante automatico posizionamenteo del lettino porta
paziente. Attualmente la PET e la CT impiegano il medesimo computer per
l'acquisizione e la ricostruzione dei loro dati. Non così in passato a causa delle
differenze nella natura della configurazione delle elettronica. Si tende a sviluppare
ed utilizzare hardware specializzato con alta capacità di ricostruzione con
algoritmi di retroproiezione filtrata, la PET sta usando algoritmi di ricostruzione
iterativa preferibili per la superiore proprietà rifiutare dati con un alto rateo
segnale rumore.
PET / CT
Davide Ulivi
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Topogramma CT e planning di acquisizione PET. intervallo di scansione CT è definito graficamente
nell'immagine topogramma trascinando ed estendendo la scout. Per la acquisizione, PET / CT la
lunghezza assiale della scansione include un numero intero di lettini in PET(in questo caso 3) compreso
overlapping standard come indicato in (b).Seguendo la scansione CT il PHS posiziona automaticamente il
paziente per ognuno di queste acquisizioni PET. e la progressione dell’acquisizione e ricostruzione è
indicato sullo schermo (dove la spunta indica la prima posizione lettino PET come completata).
PET / CT
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VI PROTOCOLLI
L'acquisizione dei dati e la progettazione di protocollo di l'elaborazione possono
essere operazioni complesse per la PET/CT, in particolare quando si tratta di più
scansioni CT o lettini PET, come è richiesto per applicazioni wholebody di tipo
whole-body. Il paziente viene iniettato con un radiofarmaco 18F-FDG e
successivamente posizionato sul lettino dopo un’attesa di circa 45-90 min per
l’uptake Il tempo medio attuale di una procedura completa PET/CT si aggira
attorno ai 20 min (tempo macchina).
Un protocollo PET/CT standard. (1) A seguito di iniezione di 18F-FDG e relativo uptake, il paziente
viene posizionato per la CT conl’esecuzione di una scansione per topogramma (10s). (2) La pianificazione
dell'acquisizione viene eseguita sul topogramma e la scansione e ricostruzione tac in circa (60s). (3)
Mentre la ricostruzione CT si completa il paziente viene posizionato automaticamente per la scansione
PET con inizio acquisizione ( 12 minuti per 6 lettini ). (4) La CT di ricostruzione è completa e i fattori di
correzione dell'attenuazione (ACF) per la PET sono calcolate. (5) La posizione di ogni lettino PET è
ricostruita mano amano che i suoi dati saranno disponibili. L’assemblaggio di tutta l’immagine
whohlebody è completata entro (60s) dall’ultima acquisizione. (6) Viene mostrata la fusione delle
immagini.
PET / CT
Davide Ulivi
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La procedura inizia con l’acquisizione del topogramma ai fini della pianificazione
di acquisizione (1, 10 s). La scansione di acquisizione CT è definita, di solito con
una larghezza di circa fetta 3.75 millimetri che corrisponda meglio alla risoluzione
di PET per la correzione dell’attenuazione, e una dose moderata di 80-130 mAs
per una rotazione di 360 °. Contemporaneamente alla ricostruzione CT inizia
l'acquisizione PET Per uno scanner con 16 cm FOV assiale e uno standard di 25%
di sovrapposizione, sei posizioni letto a 2 minuti a letto coprirebbe 76 cm
assialmente (3, 12 min). Le immagini possono poi essere trasferite ad una
workstation di visualizzazione (6), o archiviate offline o inviate al PACS (Picture
Archive and Communication System). Come già detto in precedenza, un
importante vincolo progettuale è che non sia possibile acquisire i dati PET TC e
contemporaneamente, in particolare in questa configura dual-gantry in quanto il
paziente non può contemporaneamente essere posizionato correttamente in
entrambe i campi di vista, allo stesso tempo. Inoltre, la radiazione diffusa di raggi
X nei rivelatori PET crea un consistente segnale di fondo, il che comporta elevati
tassi di eventi casuali e di impulso pile-up se il tubo Rx è acceso durante
l'acquisizione di emissione Con le nuove tecnologie, quali la CT multistrato e,
soprattutto dal lato PET, con l’aumento della velocità di rivelazione parte dei
detettori progettati con nuovi materiali quali (GSO) e (LSO) si sono ridotti
sensibilmente i tempi di acquisizione. I tempi di ricostruzione dell’immagine non
sono trascurabili, ma con i miglioramenti continui degli algoritmi e delle
prestazioni del computer, sembrano essere al passo con i tempi di acquisizione, in
particolare quando l'acquisizione e la ricostruzione possono essere eseguite
parallelamente. Ove il tempo di scansione diminuisca rispetto alla preparazione
del paziente, momento dominato dal periodo di assorbimento di 45-90-min (per il
18
F-FDG), la logistica del paziente diventa più complessa e necessitano più aree di
sosta per la preparazione in parallelo per un ottimale tourn over dei pazienti.
Andando oltre al semplice protocollo clinico qui descritto, ci sono molte opzioni
da considerare. Se per esempio un paziente ha recentemente eseguito una CT
diagnostica di qualità, allora forse sarebbe sufficiente solo una CT a basso
dosaggio per la correzione dell'attenuazione. In caso contrario, può essere
PET / CT
Davide Ulivi
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richiesta, allora una CT normale. Un'altra sfida per la PET / CT sono i protocolli
respiratori e gating. La CT del torace viene convenzionalmente effettuata con
apnea al fine di evitare artefatti e perdita di risoluzione per il movimento dei
polmoni e del diaframma. E, Naturalmente, non è possibile per i pazienti
trattenere il respiro attraverso la scansione PET di quasi 20 min. Per il paziente
trattenere il respiro durante la parte CT della scansione esaspera le differenze tra
la forma del torace relativa alla scansione CT e la scansione PET,con conseguenti
problemi con la correzione dell'attenuazione basata sulla CT e l'immagine di
acquisita. Evidenti artefatti possono persistere in entrambe le scansioni CT e PET,
in particolare nell’ inferiore del polmone e nella parete toracica anteriore.
Acquisizioni in gated respiratorio servono ridurre questi artefatti. Sebbene
l'obiettivo attuale della PET-TC è il whole body per studi oncologici, sono
altrettanto emergenti studi cardiologici con la possibilità è la combinazionedi 18FFDG PET per lo studio della vitalità con perfusione e CT cardiaca per valutare
soggetti con problemi miocardici tali da indurre al tentativo di rivascolarizzazione.
L’ imaging CT di perfusione dello studio cardiaco è in rapida affermazione e si
iniziano ad ottenere immagini dettagliate del monitoraggio della dispersione di un
agente di contrasto attraverso il letto vascolare del cuore, e può essere così
ottenuta una mappa del flusso sanguigno nel miocardio e delle regioni ischemiche
identificate. Se un 18F-FDG-PET indica che una regione del miocardio è ancora
metabolicamente attiva, il paziente può essere un buon candidato per il bypass.
Questo protocollo è ben noto in Medicina Nucleare,dove l'agente di perfusione
PET è di solito –prodotto in ciclotrone 13N -ammoniaca con un tempo di
dimezzamento di 10 min o con generatore di 82Rb , ma piuttosto costoso e con
una emivita di 76 s. sono richieste due acquisizioni PET una con l'agente di
perfusione e uno con 18F-FDG ma seguono una procedura lunga e un po'
complessa. Inoltre, questi isotopi perfusione non sono facilmentea disposizione
per un rapido utilizzo. Così la loro sostituzione mediante misurazione della
perfusione CT-based potrebbero rendere questo tipo di valutazione più veloce,
meno costosa, e più ampiamente disponibile. Una delle applicazioni più
interessanti della nuova PET / CT è alla RDT e follow-up. Poiché la radioterapia
PET / CT
Davide Ulivi
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uccide entrambe le tipologie di cellule sia benigne che maligne, è ovviamente
fondamentale, per avere nel modo più preciso possibile. La dose erogata su
misura, conformare il fascio radiante sul volume di trattamento della zona
metabolicamente attiva risparmiando aree limitrofe. In altre parole anche se
convenzionalmente, la pianificazione del trattamento RDT viene eseguito su
immagini CT che mostrano ilimiti anatomici di un tumore, ma non la distribuzione
dell’attività metabolica all'interno di esso. Il vantaggio assoluto è quello di avere
informazioni sulla captazione 18F-FDG nei tumori. Alcuni tumori possono infatti
avere attività eterogenee quali un centro necrotico. Con l'ausilio di una immagine
che mostra l’attività metabolica PET proprio sovrapposta all'immagine TC è
possibile definire un piano di trattamento sul volume bersaglio metabolico e se
possibile anche un’auspicabile distribuzione non omogenea della dose su questo
volume con la tecnologia di radiazione ad intensità modulata. E’ quindi possibile
massimizzare in modo significativo l'efficacia della dose somministrata, e ridurre
sensibilmente i danni collaterali ad organi limitrofi, e comunque migliorare
sensibilmente il piano di trattamento. PET / CT l'imaging può anche rivelarsi
prezioso nel follow-up dei risultati dopo trattamento in quanto le risposte
morfologiche e metaboliche possono essere diverse. Lo sviluppo dei
miglioramenti hardware e software in grado di supportare pienamente il
potenziale di una PET / CT è uno sviluppo di progetto molto impegnativo anche
nella validazione di protocolli condivisi di reciproco supporto alle modalità, e che
senza dubbio continuerà ad evolversi rapidamente.
PET / CT
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VII REGISTAZIONE DELL’IMMAGINE E FUSIONE
Un’accurata registrazione delle immagini CT e PET è un punto cruciale non
soltanto per la visualizzazione delle immagini di fusione, ma anche per il calcolo e
la applicazione della mappa ci correzione dell’attenuazione dei tessuti basata su
CT con la progettazione dual-gantry la CT e la PET ed il PHS sono istallati
separatamente e devono poi essere allineati fra loro. Questo può essere difficile
da attuare con tolleranze di precisione (a meno di 1 mm o meno) con pezzi
apparecchiature che pesano una tonnellata o più ciascuno. Inoltre l’allineamento
meccanico non garantisce si per sé l’allineamento delle immagini e si rende
necessario calcolare l’offet delle immagini CT e PET. Questa taratura viene
eseguita mediante l’utilizzo di fantocci ad hoc scansionati sia in CT che in PET al
fine di determinare coordinate relative a posizioni e volumi . I relativi scostamenti
(offsets) spaziali e le rotazioni, se necessario possono essere estrapolati e applicati
successivamente ai processi di ricostruzione PET in ordine al suo riallineamento
con le immagini CT. Anche un corretto allineamento del PHS col sistema CT/PET è
fondamentale come pure lo spostamento parallelo a se medesimo, ed
eventualmente intervenire per evitare conseguenze sull’imaging dovuto a
disallineamento. Altra considerazione è che tomografi PET/CT hanno differenti
diametri (Fiele Off Vie), diversi campionamenti spaziali e differenti algoritmi di
ricostruzione. Le immagini CT sono generalmente ricostruite con matrice 512*512
con dimensione del pixel al di sotto del millimetro (<1mm), mentre le immagini
PET sono ricostruite con matrice di 128 * 128 con pixel di dimensione di circa
5mm. Le differenti modalità di acquisizione delle immagini nei due sistemi
allineati CT e PET è tale che per poterle visualizzare in fusione É necessario
processarle o in separate fasi, con memorizzazione delle immagini ricampionate
dinamicamente dal software di visualizzazione delle immagini fuse, o anche
utilizzando una combinazione a dinamica complessa di entrambe. La
visualizzazione dei dati PET e CT come immagine fusa è l'applicazione più
importante dellaPET / CT. I dati di immagine CT vengono memorizzati come
numeri interi a 12-bit e visualizzati come numeri di TC nella gamma da -1.0243.071, di solito come immagine in scala di grigi. I dati delle immagini PET sono
PET / CT
Davide Ulivi
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memorizzati come interi a 16 bit, ma con l’utilizzo di un fattore punto scalare
fluttuante utilizzato per la scala di tutti i valori dei volumi di immagine per
rappresentarne la quantità fisica , così come l'attività specifica di emissione (Bq /
cc)o anche detto SUV. I fornitori di tomografi ibridi PET/CT supportano lo
standard DICOM per l’archiviazione e la distribuzione delle immagini. Sono anche
disponibili diversi algoritmi per la combinazione delle immagini delle due modalità
e loro visualizzazione su un unico display video, ma probabilmente la più comune
è la tecnica detta alpha-blending, che calcola la media delle immagini pixel per
pixel. Si consideri una profondità di 24-bit con display 8 bit ciascuno per il rosso,
verde e blu (RGB). Dati due immagini, ognuna con i propri valori dei RGB, e un mix
rate o fattore di trasparenza α tra 0 e 1, il blended immagine avrebbe un valore
rosso (R):
Rα = αRPET + (1-α) RCT
Identiche equazioni per green e blue. Il valore di α è regolabile dall’utente. Questi
infatti può mixare opportunamente la predominanza di imaging CT o PET:
(α=0; CT Only; α=1; PET Only)
alpha-blending image fusion: da sinistra a destra: a = 0., 0.25, 0.5, 0.75, e1.0.
Naturalmente, l’alpha blending potrebbe non funzionare bene se sia le immagini
TC che le immagini PET sono in scala di grigi, per questo motivo l'immagine PET è
in genere resa in rosso o in blu, lasciando alla CT il grigio. Prima della fusione, sia i
dati PET che i dati CT possono essere autonomamente sottoposti a windowing al
PET / CT
Davide Ulivi
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fine di limitare la loro gamma dinamica al fine di migliorare il contrasto per
concentrarsi su specifici tessuti o tipi di lesioni. In CT sono comunemente usate
definizioni di standard window. Va ricordato che le immagini fuse sono usate al
fine della loro visualizzazione sul display e non sono attualmente né memorizzabili
né archiviabili perchè a fronte di un valore fisso di α esse non contengono le
informazioni complete contenute nelle immagini (infatti le immagini individuali di
CT e di PET non possono essere recuperate da una immagine di fusione delle
stesse). La fusione su display è quindi è uno strumento molto potente per
comprendere le informazioni congiunte contenute nelle due immagini fuse.
Visualizzazione di un protocollo clinico PET/CT. PET, CT e le immagini fuse sono mostrate sui
piani sagittali, coronali e trasversi. L’esame è stato eseguito mediante (LSO PET/dual-slice CT).
Parametri CT : 130 kVp, 140 mAs, 2 . 5 mm spessore slice. Parametri PET: 629-MBq injection of
18
F-FDG, 1-h uptake, 6 lettini per 2 min a lettino per un totale di (12 min/76 cm totali).
L’attenuazione di correzione basato su CT
PET / CT
Davide Ulivi
P a g e | 33
VII CORREZIONE DELL’ATTENUAZIONE
Uno degli aspetti più importanti della PET / TC è l'uso delle immagini TC per
correggere i dati di emissione PET per effetto dell’attenuazione. La correzione
dell’attenuazione basata su CT non solo è molto più veloce di una trasmissione
PET standard (di un fattore 10 a 20), ma è in grado diprodurre stime ad alta
risoluzione del ACFS che sono quasi prive di incertezza statistica rispetto alla
misurazione sulla base di fonti radioattive. Nella PET convenzionale Il rumore è un
disturbo nella trasmissione dei dati che contribuisce sensibilmente al degrado
dell’imaging, così la sua riduzione porta un miglioramento significativo nella
qualità dell’imagine. Uno degli svantaggi della ACFS CT based è dovuto alla
necessità di trasformare i coefficienti di attenuazione lineare , Rx policromatici, in
quelli appropriati per i 511 KeV dovuti all’annichilazione di fotoni. (La possibilità di
una bias esiste anche nelle misurazioni standard della trasmissiva PET post
iniezione dovuta alla presenza di radiazione di fondo). Nella PET convenzionale il
coefficiente di attenuazione è basato sul semplice calcolo della scansione “blank”
dei dati durante la trasmissiva. Questo sistema non può adattarsi per i Raggi x a
causa delle differenti energie, campionamenti e correzioni dei dati. Invece, i
fattori di correzione dell’attenuazione (ACFs) sono calcolati da immagini TC
ricostruite. Infatti un'immagine CT è una mappa dell’effettivo coefficiente di
attenuazione lineare, μ, del fascio di raggi X in ogni punto dello spazio,
rappresentati in CT come numeri di unità Hounsfield (HU):
HU = 1000 (μ/μH20 – 1)
μ = μH20 (HU/1000 +1)
La normalizzazione del μ bell’acqua mantiene la scala HU indipendentemente
dalle variazioni dello spettro di energia dei raggi X ( dovuto per esempio al
differente voltaggio dei tubi radiogeni), per le miscele di acqua e aria e si
mantiene pressoché costante per i tessuti molli. Una volta che l'immagine TC è
stata trasformata in una mappa di μ(Eγ), dove (Eγ) = 511 keV, può essere
proiettata in avanti lungo qualsiasi (PET) linea di risposta desiderata ( LOR) così da
calcolare agevolmente la correzione per l’attenuazione.
PET / CT
Davide Ulivi
P a g e | 34
ACF = exp
Tuttavia la trasformazione da μ CT a
non è così agevole. Infatti la causa della
fondamentale differenza fra la CT e la PET risiede nella non monoenergetica
emissione del tubo a raggi x, questo infatti, produce uno spettro di emissione che
è una combinazione di distribuzione bremmsstrahlung continua e linee
caratteristiche. Lo spettro dipende da vari fattori compresi la potenza del tubo,
dal materiale costituente il bersaglio e sua progettazione e filtraggio. Per un tubo
con 130 kVp, lo spettro di emissione potrebbe estendersi da 40-130 keV con una
energia effettiva Ex di circa 80 KeV. L'energia effettiva può essere intesa come
l’energia di un fascio monocromatico che darebbe la stessa attenuazione quale
quella osservata in un fascio policromatico. L’assorbimento fotoelettrico è
dipendente dalla maggior energia e può dipendere dal materiale. Un problema
connesso è il ben conosciuto effetto beam-hardening la cui causa di fondo sta
nell’aumento medio di energia dei raggi X, o "indurimento" del fascio di raggi X
mentre attraversano l'oggetto analizzato. L'artefatto è comunemente riscontrato
nella scansione CT ed è dovuto all’indurimento del fascio, che causa i bordi di un
oggetto più luminosi che al centro, anche se il mezzo attraversato è il medesimo.
Un fascio policromatico che passa attraverso un oggetto perde la parte di bassa
energia del suo spettro. Il risultato finale è un fascio che, pur perdendo in
intensità globale, ha un'energia media più alta rispetto al fascio incidente. Questo
porta ad una diminuzione nel valore μ lungo le linee di alta attenuazione. I
Produttori CT generalmente forniscono le correzioni per il beam-hardening valido
nei tessuti molli ma gli effetti non sono stati del tutto eliminati. Altri artefatti
comprendono movimenti respiratori, radiazione diffusa, e il troncamento degli
oggetti che si estendono al di là del campo di vista trasversale dello scanner. Gli
ultimi due effetti sono molto comuni quando il paziente è posizionato nel campo
di vista FOV con le braccia distese lungo il corpo ora però molto meno frequente
con la velocizzazione dello studio PET/CT. La Radiazione diffusa porta ad una
apparente diminuzione dell’attenuazione del fascio, con effetto simile al beam
hardening. Particolarmente evidente nella LOR che passa per entrambi gli arti
superiori. Allo stesso modo, il troncamento delle braccia nelle immagini CT
PET / CT
Davide Ulivi
P a g e | 35
causerà l'attenuazione totale lungo tali LOR così da essere sottostimata. Poiché
soltanto una piccola frazione delle proiezioni sarà troncata l’effetto sull’immagine
del valore di μ tende ad essere minimo eccetto che nelle immediate vicinanze
degli arti medesimi. Esistono procedure valide per correggere gli effetti di
troncamento al fine del calcolo dei dati relativi alla ACF PET. Tali effetti anche se
di solito non sono gravi possono rendere difficile l’interpretazione delle immagini
CT in termini di μ e di generare artefatti che si propagano attraverso i valori AFCs
stimati. La radiazione di fondo relativa al radiofarmaco iniettato sembra avere
effetti trascurabili sui dati CT a causa del flusso decisamente basso di radiazioni
quando il tubo Rx della CT è in attività. Supponendo che i coefficienti di
attenuazione lineare ad una certa energia Rx, Ex, essi debbono essere trasformati
in Eγ. Ad energia Rx 10 – 150 KeV, l’attenuazione dei fotoni nel corpo è dominata
da uno scattering (Compton) e da assorbimento fotoelettrico. A 511 KeV è
apprezzabile soltanto lo scattering Compton. I coefficienti della totale
attenuazione lineare per l’acqua e le ossa sono riportati qui sotto.
Coefficienti di attenuazione lineare dei fotoni in acqua ecorticale versus energia. Il maggiore
assorbimento fotoelettrico dell’osso aumenta il rapporto osso/acqua sotto i 150 keV. Una
rappresentazione di 130 kVp dello spettro rx in CT è mostrato tra i 40 ed i 130 kVp (dati arbitrari).Poiché
l’attenuazione totale della sezione trasversale varia rapidamente in tale intervallo, l’attenuazione del
fascio di Rx è sensibile ai cambiamenti di forma di questo spettro.
PET / CT
Davide Ulivi
P a g e | 36
Sembra che i tessuti molli possano essere ben rappresentati intermini di proprietà
di attenuazione come una miscela di acqua e aria. Questo è vero perchè anche in
una Ex la sezione trasversale fotoelettrica è ancora una piccola frazione della
totale interazione, anche perchè altri materiali dei tessuti molli, come il grasso
hanno uno Zeff (numero atomico effettivo del materiale) molto simile all’acqua.
Così solo la densità del tessuto varia considerevolmente mentre l’osso, non segue
questo trend poiché contiene notevoli quantità di calcio e fosforo e quindi un
elevato Zeff. Una miscela unica di due materiali componenti ha un coefficiente di
attenuazione lineare che è una semplice funzione lineare della concentrazione.
Questo presuppone che gli endpoint dei materiali siano noti. Nel corpo sembra
che per tessuti con μ < μH2O, (polmone), siano equivalenti a miscele di acqua più
aria dove per tessuti con μ > μH2O (spongiosa ossea) siano equivalenti a miscele di
acqua più spongiosa corticale ossea. Pertanto per un dato μ(Ex) esiste una sola
possibilità per la composizione del materiale. Così, con buona approssimazione, la
relazione fra μ(Ex) e μ(Eγ) sembra essere a tratti lineare e univocamente definita
per i tessuti biologici.
Grafico dei coefficienti di attenuazione lineare dei raggi X in HU calcolate a una energia di 80 keV
effettiva contro μ a 511 keV. Sono mostrati i trend lineari che corrispondono a miscele di aria più acqua
ed osso più acqua. Insieme a diversi valori per tessuti umani e tessuti equivalenti. Viene anche mostrato
l'andamento di una soluzione acquosa diluita di un mezzo di contrasto iodato CT.
PET / CT
Davide Ulivi
P a g e | 37
Molti valori teorici per il sangue e molti dei componenti dei tessuti molli
sembrano distribuirsi lungo il trend aria-acqua ma con una densità leggermente
superiore a quella dell'acqua (cioè, con HU nel range 0-60). Quando la
trasformazione di Rx a Rγ è espressa in unità HU, la regione di tessuto molle (HU <
0) è insensibile al potenziale del tubo Rx dovuta alla normalizzazione al μ
dell’acqua; tuttavia il trend del tessuto osseo avrà una pendenza che varia con
l’impostazione dei kVp del tomografo CT. Questo approccio di trasformare
l'immagine di CT come ACFS può essere disatteso ove materiali ad alto Z non
possano essere rappresentati come combinazioni di acqua, ossa, ed aria è
introdotta nel corpo. Gli esempi includono impianti metallici, otturazioni dentali,
e, più importante, mezzi di contrasto TC. L’attenuazione dovuta ad oggetti
metallici è troppo elevata per essere misurata da un tomografo CT e di fatto
saturano l’immagine. Agenti di contrasto CT contengono bario o iodio sufficiente
per aumentare drasticamente il loro assorbimento fotoelettrico di raggi X rispetto
all'acqua, con scarsi effetti sulla attenuazione sulla attenuazione della densità γray . Un esempio è illustrato in Figura sopra dove si mostra una soluzione
acquosa diluita (0-21 mgI / ml) di un comune agente iodato, ioexolo
(C19H26I3N3O9), che viene somministrato sia per via orale che per via endovenosa.
Da notare come la concentrazione di I aumenta, μ (Ex) aumenta fino al 40%,
mentre μ (Eγ) aumenta solo del 2% a causa della densità variabile della miscela.
Un aspetto di complicazione nell’uso del mezzo di contrasto risiede nel fatto che
la distribuzione del mezzo di contrasto nel corpo potrebbe variare tra la scansione
TC e la scansione PET. Questo è particolarmente vero per il contrasto
intravascolare. Tuttavia, se l'agente si sposta questo non è un particolare
problema dato che viene sostituito da fluidi a simile attenuazione a 511 keV, quali
il sangue. Come si è visto una soluzione diluita di un mezzo di contrasto può
variare, ma non più del 2% dall’acqua in attenuazione di fotoni a 511 keV.
Naturalmente, i problemi con mezzi di contrasto potrebbero essere evitati
qualora si acquisisse la CT dopo la scanzione PET piuttosto che prima, ma questo
vorrebbe dire fare due scansioni CT, una con contrasto e una senza, aumentando
così la dose al paziente.
a) Utilizzo di TC per la correzione dell’attenuazione PET
PET / CT
Davide Ulivi
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Qui si descrive in che modo il sistema PET/TC utilizza le serie di immagini a raggi X
TC per correggere l’attenuazione dei raggi gamma da 511 keV nelle immagini della
serie PET.
Misurazioni TC a raggi X
La tomografia computerizzata a raggi X utilizza misurazioni della trasmissione che
vengono effettuate intorno al paziente per ricostruire immagini trasversali in cui
ciascun pixel rappresenta l’attenuazione dell’oggetto corrispondente. TC utilizza
una scala di attenuazione estesa, che fa riferimento ai coefficienti di attenuazione
lineare di acqua e aria, per calcolare il valore di un materiale specifico:
La densità e il numero atomico del materiale, nonché l’energia efficace del fascio
di raggi X, determinano il valore di attenuazione lineare del materiale
rappresentato, μ*material+. In base a questa definizione dei numeri TC, l’acqua ha
un numero TC pari a 0, mentre l’aria ha un numero TC pari a -1000. Questa scala
estesa fornisce un intervallo di numeri TC sufficiente a differenziare tessuti
corporei quali i muscoli, il tessuto adiposo e i tessuti degli organi con coefficienti
di attenuazione simili.
b) Correzione dell’attenuazione per le scansioni a emissione PET
Durante la ricostruzione PET, il software utilizza le serie TC selezionate per
calcolare l’attenuazione dei dati di emissione PET. Allo scopo di utilizzare i valori
TC per la correzione dell’attenuazione (AC), è stata realizzata una mappa di
attenuazione convertendo i valori TC in coefficienti di attenuazione, con l’energia
richiesta di 511 keV per l’imaging di coincidenza. Per i tessuti molli e i materiali
più densi contenenti minerali ossei vengono utilizzati tipi di conversione diversi.
La conversione per i tessuti molli si suppone indipendente da kVp, ma la
conversione per l’osso considera la variazione del numero TC nell’osso
PET / CT
Davide Ulivi
P a g e | 39
unitamente al valore kVp della scansione TC. La conversione appropriata viene
applicata a ciascun pixel mediante le seguenti formule: per i materiali con valore
TC inferiore a 0, si presuppone una dipendenza di energia simile a quella
dell’acqua e che i valori di attenuazione ottenuti con l’energia richiesta in keV
siano i seguenti:
I materiali con valori TC superiori a 0 vengono considerati come una
combinazione di tessuto osseo e acqua, mentre i valori di attenuazione vengono
convertiti dalle misurazioni con l’energia effettiva dei raggi X, kVeff, in valori di
attenuazione con l’energia keV richiesta, come segue:
CT[kVp] corrisponde al numero TC (unità Hounsfield) del materiale misurato con
l’impostazione ad alta tensione del tubo per kVp. Le immagini TC vengono
utilizzate nell’elaborazione della correzione dell’attenuazione PET. Gli scanner
PET/TC sono in grado di utilizzare serie TC a bassa risoluzione di dose acquisite al
solo scopo di correzione dell’attenuazione
Selezione kVp TC
Il protocollo CTAC definito da GEHC utilizza 140 kVp per le scansioni a corpo
intero negli adulti.Il valore kVp più elevato fornisce una radiazione più
penetrante, riducendo il rumore nei dati immagine a valore mA basso nelle
sezioni spesse, come le spalle e le anche negli adulti. Per scopi diagnostici, valori
inferiori di kVp forniscono un contrasto superiore nell’immagine fra osso e tessuti
molli, ma per compensare il rumore dell’immagine determinato dall’attenuazione
più elevata del valore ridotto di kVp è necessario utilizzare valori mA più elevati.
La mappa di attenuazione PET creata dalla scansione a basso kVp viene
compensata per la modifica di UH nell’osso.
PET / CT
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P a g e | 40
Contrasto TC
La normale scansione CTAC non specifica il contrasto. Basse concentrazioni di
mezzo di contrasto hanno un effetto minore sulla mappa di attenuazione.
Concentrazioni elevate di mezzo di contrasto radiologico ad alta densità che
aumenta i numeri TC nelle regioni ossee dense possono determinare un aumento
dell’attività PET apparente.3Per prevenire questo effetto, l’operatore può
selezionare la scala di “conversione contrasto”quando specifica i parametri di
ricostruzione PET.
PET / CT
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VIII DOSIMETRIA
Una dose di radiazioni è di particolare interesse per la PET / CTperché unisce due
procedure che possono erogare dosi significative al paziente e perchè La dose
radiologica a pazienti di una PET / TC consiste in una procedura diagnostica di due
componenti: la dose di raggi X dalla TC e la dose interna dal radiofarmaco
iniettato. La dose totale è la somma di questi due componenti.
a) DOSE EFFETTIVA CT
La dose erogata al paziente durante un esame TC varia ampiamente, a seconda
delle caratteristiche tecniche della macchina, dagli elementi presi in
considerazione per l'esame comela dimensione del paziente il tipo di procedura
(scansione organi). Tipica dose efficace per ogni procedura diagnostica è circa 1030 mSv. Uno degli usi primari della PET/CT è lo studio del whole body
nell’indagine e nella stadiazione dei tumori. Per stimare una dose efficace per una
procedura whole body , si aggiungono le dosi previste per le scansioni separate
della testa (0,9 mSv), torace(6.4 mSv), addome (6,8 mSv), e del bacino (3,9 mSv)
per un totale della dose efficace di 18 mSv. Tali numeri solo approssimativamente
riflettono l effettiva variabilità di dosi nelle scansioni CT. In passato e ancora in
parte oggi con la PET/CT l'intenzione non è quella di impiegare le immagini CT per
la diagnosi (tema di grande attualità), ma solo per l’anatomica correzione dell’
attenuazione di riferimento della PET. In questo caso,la dose efficace può essere
ridotta di un fattore 2 o più (ad esempio, 9 mSv).Lo studio continuo per ridurre la
dose erogata in CT è in costante evoluzione. Studi particolari sul miglioramento
della collimazione, sull’uso più efficiente dei rivelatori in macchine multistrato,
così come la dinamica modulazione della corrente nella diverse attenuazioni nel
corpo del paziente erogando minor dose ove l’attenuazione sia minore.
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b). Effective Dose in PET
Se nel gantry non ci sono presenti altre sorgenti radioattive (oltre la CT) la dose
efficace per il paziente durante la parte PETdella procedura non dipende
direttamente assolutamente dallo scanner PET, ma solo dal radiofarmaco
iniettato. Tuttavia,progressi hardware del tomografo PET e della tecnologia del
software,, inclusi i rivelatori, l'elettronica, schermatura (eliminazione dialgoritmi
di setti), le correzioni dei dati e ricostruzione continua a migliorare l'uso della
attività iniettata, potenzialmente permettendo basse dosi da somministrare.
Sostanzialmente tutti gli studi whole-body di oncologia usano il 18F-FDG e quindi si
discute qui soltanto di questo radiofarmaco. Pubblicazioni (ICRP publication 80
(ICRP, 1998).riportano la dose effettiva media per 18F-FDG to be 0.019 mSv per
MBq di attività iniettata. Tuttavia, uno studio basato su 18F-FDG calibrato per PET
in combinazione con la MR per immagini (MRI) ha riportato una dose media
effettiva di 0,029 ± 0,009 mSv / MBq (Deloar et al., 1998), e qui sarà usata
questa maggiore stima. Una attività iniettata molto tipica di 18F-FDG è di 370 MBq,
così implica una dose media effettiva di circa 11 mSv. Va apprezzato, tuttavia, che
la dose di distribuzione nel corpo da iniezione di radiofarmaco è ben lungi
dall'essere uniforme, e alcuni organi possono ricevere dosi molto più elevate di
altri. A tale riguardo la parete della vescica è tipicamente un organo critico con
una dose assorbita stimata intorno ai 0.31 mGy/MBq (Deloar et al., 1998). La dose
supplementare dovuto alla TAC è di particolare interesse per questi organi.
c). Total Effective Dose in PET/CT
La totale dose effettiva in PET/CT è la somma delle dosi dalle procedure PET e CT
Il totale di PET / CT dose efficace è la somma delle dosi dalle procedure di PET e
CT. Così, una scansione per un corpo intero (dalla testa alla pelvi ) 18F-FDG PET /
TC con qualità diagnostica CT, una tipica dose effettiva totale viene stimata nell’
ordine di 30 mSv.
PET / CT
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IX FUTURO
La tecnologia PET/CT, specie in ambito oncologico, continuerà per lungo tempo a
rappresentare una delle più efficaci ed efficienti erogando elevata qualità nelle
performances cliniche. L’ammortamento dei costi generali di istallazione e
gestione sono già adesso recuperabili nel breve periodo. Possiamo attenderci che
le macchine CT multistrato saranno viepiù veloci e performanti con le ricostruzioni
di acquisizioni volumetriche complesse oramai consolidate. Lato PET, la
risoluzione, la sensitività e la velocità di acquisizione saranno ancora migliorate.
Infatti, avremo scansioni del corpo intero in pochissimi minuti. Una maggiore
integrazione della PET e CT a livello di software e meccanica è probabile che si
verifichi fra pochissimi anni. E’ già attuale lo sviluppo di clinica PET / MR e di
microPET / CT per la scansione animale. Per il prossimo futuro, la PET / CT
continuerà ad essere impiegata principalmente per la stadiazione e trattamento
del cancro e nel follow-up. Possiamo anche aspettarci, ed in alcune realtà è già
così da alcuni anni, che la PET / TC di ausilio alla RTP non possa non crescere
molto rapidamente e, probabilmente , diventerà lo standard. Qui si sono valutate
le principali articolate esperienze possibili e ulteriori panorami applicativi sono in
via sperimentale. E’ doveroso sottolineare, però, che la PET/CT è la prima
modalità full percormances a doppia tecnologia usata in ambito diagnostico e
come tale apre vasti orizzonti all’imaging clinico prossimo futuro ad altri sistemi
ibridi come PET/MR già oltre la fase di sperimentazione e apparsa nelle fiere
internazionali.
PET / CT
X LA NOSTRA REALTA’
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PET / CT
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Il Detettore del Discovery 690 VTC è formato da 24 anelli, ciascuno costituito da
576 elementi rivelatori discreti (cristalli individuali LYSO) ciascuno dei quali con
dimensioni di 4.2mm (transassiale), 6.3mm (assiale) e 25mm (radiale, spessore).I
cristalli costituenti ogni singolo blocco sono “discreti” (e non sagomati a taglio, o
sawcuts) per un più stretto impacchettamento (che influisce sino al +20% sulla
sensibilità), senza aree di limitata sensitività o disomogeneità tra i detettori.Per
questa nuova soluzione PET/CT la scelta del materiale scintillante è ricaduta sul
LYSO in quanto rappresenta il cristallo con qualità fisiche ideali ai fini di
applicazioni cliniche e di ricerca soprattutto in ambito a studi con radioisotopi a
breve emivita. Ciò permette ,grazie ad una rinnovata elettronica di supporto ed ai
nuovissimi algoritmi 3D iterativi, di raggiungere elevate sensibilità di sistema, una
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ottima risoluzione spaziale con immagini finali sempre migliori. L’accoppiamento
dei tubi fotomoltiplicatori ai cristalli rivelatori è di tipo ottico, diretto, senza
interfaccia plastica. L’unità di rivelazione primaria PET è un blocco di 54 cristalli
LYSO individuali con un singolo fotomoltiplicatore quadrato a 4 anodi (QUADANODE) per ciascun blocco. In totale sono presenti 256 quad-angle corrispondenti
all’attività di 1024 quad singoli a con prestazioni di trasmissione de segnale
nettamente superiori. Il vantaggio di un tubo integrato multi anodo, rispetto ai
sistemi che utilizzano tubi a forma circolare, è che la perdita di luce nel tubo è
ridotta al minimo. I tubi quadrati o rettangolari permettono inoltre una copertura
completa del cristallo, così che la lune non può emergere tra due tubi senza
colpire la superficie del fotocatodo, come accade nei tubi circolari. Il Discovery
390, oltre ai tubi a quattro anodi ( Quad PMTs), utilizza una nuova elettronica di
processamento dei segnali in uscita dai PMTs .Quest’ultima è in grado di
correggere evebti temporali singoli su ogni cristallo piuttosto che su tutto il
blocco. Il risultato è un blocco detettore estremamente efficiente per la
misurazione di tutta la luce proveniente dallo scintillatore, con una migliore
risoluzione energetica a 511 KeV (20%). L’architettura del sistema detettore del
Discovery 690 è con il posizionamento di quattro blocchi di cristalli nella direzione
assiale; vi son pertanto 24 anelli di cristalli rivelatori con un campo di vista assiale
complessivo di 15,7 cm. Ciò comporta un campio9namento assiale di 3,27 mm.
XII CRISTALLI E TEMPO DI VOLO (TOF)
La capacità di misurare le differenze nel tempo di arrivo di due fotoni che
viaggiano alla velocità della luce richiedono scintillatori molto brillanti e veloci,
fotomoltiplicatori molto veloci, design ne blocchi detettori molto piccoli ed
elettronica molto avanzata. IL cristallo BGO ha un elevato stopping power, ma la
sua limitata light output ed il suo lungo tempo di decadimento danno una
risoluzione temporale insufficiente per il calcolo del Tempo di Volo (TOF). Gli
scanner PET moderni che utilizzano il TOF (Time of Flight) utilizzano LBS (Lutetium
Based Scintillators) quali LSO o LYSO che hanno Light Output e Decay Time più
favorevoli, nonostante abbiano un minore stopping power rispetto al BGO. In
aggiunta a ciò i cristalli LBS sono relativamente più costosi (normalmente quindi si
è portati a ridurre la profondità radiale del sistema PET) e spesso inducono a
problemi di progettazione del sistema rivolti a mantenere comunque una buona
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sensibilità. Discovery 690 VCT ha il più elevato spessore radiale dei cristalli LYSO o
LSO (25mm) ottenendo la migliore sensibilità NEMA (7,1cps/kBq) dei sistemi
basati su tali cristalli. Con unno spessore di 25mm si ha come risultato la
rilevabilità del 96% dei gamma rays a 511KeV rispetto ad uno spessore standard di
20mm che permette l’interazione di solo il 70% dei gamma rays a 511KeV
Materiale Scintillatore
Stopping power (cm -1)
Photo Fraction (%)
Light Output (%)
Decay const. ( ms)
Melting POint
BGO
0.95
˜40
20-25
300
1050
LSO
LYSO
0.85
˜35
75
40
2050
0.80
˜35
75-80
40
2050
PET / CT
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Con la configurazione di PMTs quadrati a quattro anodi Discovery 690 permette di
lavorare complessivamente con 1024 veloci PMTs. Ciò si rileva particolarmente
importante nel caso di acquisizioni con Tempo di Volo, Dato il costo elevato degli
scintillatori LBS e dei PMTs, una soluzione produttiva per abbattere i costi è
utilizzare meno PMTs per convertire il segnale di un blocco più grande di
detettori. Tale scelta di progettazione induce però pesanti effetti sull’efficienza
complessiva del sistema, Quando si tiene conto in fase di detezione dell’effetto
del pile-up diventa fondamentale l’accoppiamento tra blocchi di detettori e
numero PMT.
