Functional Imaging - Dipartimento di Fisica e Geologia

Tomografia ad Emissione di Positroni
Functional Imaging
..1895..
…The germinating idea of PET, stated in 1966 by the Nobel Prize
Medicine Laureat, Dr. Otto Warburg, is that:
The origin of the disease is biochemical in nature.
Functional changes appear before the structural ones.
1
L’annichilazione produce 2
fotoni gamma da 511 keV
emessi a 180° (± 0.25)
Gli eventi sono rilevati entro
una finestra di 10-20 nsec
All’interno di questa finestra
temporale possono essere
registrati eventi spuri
L’evento
definisce
elettronicamente una linea
di risposta
Annichilazione del positrone e rivelazione (I)
“TRUE EVENT”
Coincidence time windows
RISOLUZIONE SPAZIALE
capacità di distinguere 2 punti dopo la ricostruzione dell’immagine
E’ misurata determinando la sorgente puntiforme e ricostruendo
l’immagine
LOR (Line of Reponse – Line of Reference)
Ad ogni evento in concidenza è assegnata una LOR
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Annichilazione del positrone e rivelazione (II)
FWHM, FWTM
Full Width at Half Maximum, Full Width at Tenth Maximum
Indice della risoluzione radiale e spaziale dello scanner
Fattori limitanti:
“Incertezza” di
annichilazione
Diametro del Ring
del detector
Dimensione del
cristallo di
scintillazione
Annichilazione del positrone e rivelazione (III)
Collimazione elettronica:
PET 30 – 40 volte più sensibile (acquisizione 2D) rispetto alla
SPECT
Energy Resolution:
FWHM picco vs Energia massima picco
Range 380 - 600 KeV
Discriminazione del segnale:
Campionamento del segnale (timestamp)
Comparazione dei timestamp
Determinazione delle LOR, SFOV (Scan field of View)
Creazione del sinogramma (“compilazione” delle LOR)
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Gamma camere in coincidenza
Limiti iniziali (1959-1980)
i. Minore sensibilità (geometria planare vs cilindrica)
ii. Bassa capacità di conteggio delle coincidenze vere rispetto agli
altri eventi (tempo di decadimento luminoso del NaI)
iii. Radiotraccianti disponibili (15O, 13N, 11 C)
Dopo circa 20 anni:
i.
Avvento del 18F-FDG (emivita più lunga)
ii.
Cristalli più spessi (sensibilità vs risoluzione)
iii. Nuovi scintillatori (BGO, LSO)
iv. Phoswich (sandwich detector)
Oggi:
Correzione per l’attenuazione
Nuovi algoritmi di ricostruzione
Sensibilità e risoluzione
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Tipi di Cristalli
Riducendo la dimensione del cristallo si migliora la risoluzione
spaziale
L’utilizzo di due scintillatori consente una doppia modalità di
impiego (PET/SPET)
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Sviluppo della PET
Fototubi SPECT
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Localizzazione degli eventi
Compton
Scattering
Emissione di un
γ secondario
Struttura del Tomografo PET – Componenti (I)
Axial field of view (AFOV)
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Struttura del Tomografo PET – Componenti (II)
Unità di rivelazione
PET detector Blocks (BGO)
Scintillazione
Conversione nel PMT
Amplificazione mediante dinodi
Segnale (corrente)
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Sensibilità di sistemi PET
La sensibilità del sistema aumenta quanto maggiore è la quantità
di scintillatore che circonda il soggetto
Tuttavia
Un intero cristallo sarà molto più influenzato dallo scatter
L’aumento in sensibilità non è lineare con la lunghezza assiale
del cristallo
Discriminare le informazioni “vere” dalla rivelazione PET (I)
Scattered Event
2D, Deconvolution subctraction
method
Random Event
Time coincidence window
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Discriminare le informazioni “vere” dalla rivelazione PET (II)
Single Event “losses”:
Deadtime and sensitivity
Tissue attenuation
NECR
Noise equivalent count rate
NECR = trues rate2 / (trues rate
+ randoms rate + scatter rate)
Discriminare le informazioni “vere” dalla rivelazione PET (III)
NECR
Noise equivalent count rate
NECR = trues rate2 / (trues rate + randoms rate + scatter rate)
NECR gamma-camera = 1
NECR hexagonal NaI(Tl) = 17
NECR ring BGO = 50
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Discriminare le informazioni “vere” dalla rivelazione PET (III)
Randoms: Aumentano con il quadrato dell’attività presente nel
FOV e possono essere stimate attraverso una misura diretta
Scatter: può pesare fino al 30% per 2D e fino al 90% per 3D
Possibili Soluzioni: adozione di setti (2D), correzione via software
(3D)
(calcolo dello scatter via Montecarlo, deconvoluzione dello scatter atteso
dall’immagine, Correzione dei dati sulle LOR rispetto ad una finestra energetica
inferiore, utilizzo di dati sul “tempo-di-volo”)
Sensibilità di sistemi PET
La sensibilità dipende
due fattori:
in prima approssimazione da
Efficienza del cristallo e geometria del sistema.
S= A • Eff2 • φ /4πr2
φ, frazione di angolo solido
L’angolo solido su cui la sorgente irradia dipende dalla
dimensione e numero dei cristalli oltre che dalla
distanza
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“Depth of interaction”
Nella situazione ideale
ogni coppia
di fotoni interessa una sola coppia di
cristalli.
Nella realtà ciò non accade e rende
incerta l’identificazione della LOR
Rivelazione – “Direct planes”
Rivelazione su piani trasvesali di tutte le coppie di detector in coincidenza
“Direct planes” sono formati da cristalli diametralmente opposti in un “ring”
“Cross Planes” coincidenze rilevate tra piani adiacienti
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Modalità di acquisizione
2D
2D: setti inseriti nel campo di vista
3D: setti retratti (> scatter)
High resolution
3D
High sensitivity
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Ricostruzione dell’immagine - Sinogramma
Ogni evento è riportato nel sinogramma in funzione dell’angolo (θ) e della
distanza (r) della LOR dal centro del campo di vista
Quali sono gli aspetti che conferiscono alla PET
caratteristiche uniche?
– caratteristiche fisiche della metodica
sensibilità
risoluzione spaziale
risoluzione temporale
possibilità di calibrazione (immagini quantizzabili)
–peculiarità dei traccianti
traccianti metabolici
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PET Imaging – Elettronica
Risoluzione spaziale in PET
La risoluzione spaziale è aumentata di un fattore 7
nell’arco di 25 anni
I fattori limitanti:
Deviazione dalla colinearità dei fotoni
Range del positrone
Errore introdotto dalla ricostruzione dell’immagine
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Scanner ad anello rispetto a Gamma camera in coincidenza
“PET Imaging”
Sagittale
Coronale
Transassiale
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Tipologie di Radiotraccianti
Consumo di
glucosio
([18F]FDG)
Substrati
Altri substrati
mitocondriali
energetici
(99mTc-MIBI)
([11C]Acidi grassi)
Antigeni TAA
(ISG con MoAb)
Potassio
nucleo
(201Tl)
Sintesi proteica
nucleo/citoplasmasma
([11C]timidina/metionina;
13NH , [18F]5-FU,
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Recettori
transferrina
Recettori
(67Ga)
ormoni steroidei
(123I/18F)
etc.)
Recettori di
crescita
(somatostatina,
EGF, etc.)
Traccianti PET di Interesse Oncologico (I)
[18F]NaF
Turnover osteo-calcico
[18F]FDG
Consumo glucosio/prolifer.
[18F]Fenilalanina
Sintesi proteica
[18F]MISO
Ipossia tessutale
[18F]Estradiolo
Recettori ormonali
[18F]MoAb
Antigeni tumore-associati
[18F]5-FU
Farmacocinetica regionale
[18F]FUDR
Farmacocinetica regionale
[13N]NH3
Perfusione/metabolismo
[13N]Ac. Glutammico
Sintesi proteica
[13N]Cisplatino
Farmacocinetica regionale
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Traccianti PET di Interesse Oncologico (II)
[11C]Piruvato
Substrato energetico
[11C]Acetato
Substrato energetico
[11C]Ac. Grassi
Substrato energetico
[11C]Ac.
Substrato energetico
AIB
[11C]Butanolo
Substrato energetico
[11C]Timidina
Sintesi nucleare
[11C]Metionina
Sintesi proteica
[11C]Tirosina/Leucina
Sintesi proteica
[11C]Estro/Androgeni
Recettori ormonali
[11C]BCNU
Farmacocinetica regionale
[11C]Tamoxifene
Farmacocinetica regionale
[11C]Doxorubicina
Farmacocinetica regionale
[11C]CO/CO2
Flusso/volume ematici
Traccianti PET di Interesse Oncologico (III)
[15O]O2
Flusso/perfusione
[15O]H2O
Flusso
[15O]CO/CO2
Flusso/volume ematici
Nuovi radionuclidi PET:
[124I]
Radiochimica degli alogeni
[64Cu]
Radiochimica dei metalli
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Criteri di analisi dei dati PET (I)
Valutazione qualitativa delle immagini PET total body e delle
immagini transassiali
Valutazione semiquantitativa mediante determinazione del
SUV (standardized uptake value)
SUV= Dose corretta per il decadimento/cm3 di tumore
Dose iniettata/peso del paziente in grammi
Valore Normale < 2.5
Criteri di analisi dei dati PET (II)
BLOOD
LIVER
k1
Plasma
Compartment
Tissue
Compartment
FDG
FDG
k2
“Solution Equation”
Ctis(t) = (k1/α2-α1) [(k3+k4-α1)
k4
e-α1t
+ (α2-k3-k4)e-α2t] ⊗ Cpl(t) + VCpl(t)
α2,1 = (k2+k3+k4) ± sqrt
[(k2+k3+k4)2 – 4k2k4] / 2
k3
Tissue
Compartment
FDG-6-P
Parametri derivati:
Ki ml.min-1.ml-1tissue = (K1.k3 )/(k2+k3)
Three-compartment model
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Criteri di analisi dei dati PET (III)
Determinazione della concentrazione del radiotracciante PET “in vivo”
Criteri di analisi dei dati PET (IV)
Determinazione di parametri farmacologici mediante immagini PET
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Applicazioni Prevalenti della PET in Oncologia
- Fase diagnostica primaria
- Stadiazione di neoplasia già diagnosticata
- Grado di malignità
- Monitoraggio precoce degli effetti della terapia
- Ristadiazione dopo trattamento
- Diagnosi differenziale recidiva/esiti cicatriziali
- Farmacocinetica antiblastica regionale
- Caratterizzazione pre-terapia (ipossia, etc.)
18F-2-fluoro-2-desossiglucosio
18F-FDG non entra nel ciclo di
Kreb’s dopo la fosforilazione e
viene intrappolato nella cellula
Misura del metabolismo del
glucosio neitessuti
Studio FDG “non patologico”
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Il Nodulo Polmonare di ndd
TC
PET
Imaging CT-PET
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Il Nodulo Polmonare di ndd
TC
SUV: 8.1
PET
Staging Pre-operatorio
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PET in cardiologia
PET in neurologia
Paziente affetto da
demenza
Volontario
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Applicazioni Cliniche: Monitoraggio della Terapia
SUV basale: 12.3
SUV dopo I ciclo: 7.6
SUV dopo VIII ciclo: 1.2
Applicazioni Cliniche
03_030_030.wmv
03_030_040.wmv
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Aree di Applicazione della PET clinica
Anni ‘90
Oggi
Limiti di dose al paziente (dati FDA)
60 mCi (2,2 GBq) per O15
10 mCi (370 MBq) per FDG F18
5 mCi (185 MBq) per FDOPA F18
< 2 mCi (74 MBq) per I124 e Cu64
Basati su considerazioni legate a necessità statistiche
per lo scanner in materia di accuratezza dei dati e su
limiti di dose per organo
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La PET é una metodica non invasiva in grado di fornire
accurate informazioni di tipo metabolico-funzionale
Nella pratica clinica ha mostrando un enorme potenziale
nell’indirizzare le strategie diagnostiche e terapeutiche,
come nella valutazione prognostica dei pazienti con
patologia neoplastica
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