CORSO BASE DI MEDICINA NUCLEARE IN NEUROLOGIA. Fondamenti fisici: PET e SPECT per gli studi cerebrali, inclusi i protocolli di ricostruzione

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1 CORSO BASE DI MEDICINA NUCLEARE IN NEUROLOGIA Fondamenti fisici: PET e SPECT per gli studi cerebrali, inclusi i protocolli di ricostruzione Claudia Bianchi Gian Luca Poli Pesaro, settembre 2013

2 SPECT cerebrali Traccianti di perfusione: 99m Tc-HMPAO e 99m Tc-ECD Misura semi-quantitativa della distribuzione del radiofarmaco, correlata al Flusso Ematico Cerebrale Traccianti recettoriali: 123 I- FPCIT: dopaminergico pre-sinaptico 123 I- IBZM: dopaminergico post-sinaptico PET cerebrali Misura semi-quantitativa del consumo di glucosio: 18 FDG

3 Cosa serve in ambito cerebrale? sensibilità risoluzione spaziale informazioni quantitative (correlazione tra valore del pixel e attività nel volume corrispondente) correzione per: attenuazione scatter

4 Sensibilità (cpm/mci) Statistica di Poisson: N N N valore nel voxel N N errore % ±14 7% 25 25±5 20%?

5 SPECT numero di teste spessore del cristallo collimatore Sensibilità La sensibilità dipende da: PET tipo di cristallo spessore del cristallo

6 gammacamere SPECT

7 collimatore rivelatore Sensibilità Risoluzione Spaziale A B C E D s, spessore dei setti l, lunghezza dei setti a ampiezza dei fori

8 risoluzione spaziale ROI FWHM la risoluzione spaziale dipende da: collimatore distanza sorgente collimatore scatter (profondità della sorgente) elettronica di ricostruzione Valori tipici FWHM: 8-10 mm

9 risoluzione spaziale FWHM R sist R 2 int R 2 coll R int dipende da: spessore cristallo energia R int (valore tipico R int 3 mm) 1 E l s a d R coll a (d l l) R coll > R int R sist è determinata principalmente da R coll

10 caratteristiche geometriche del collimatore s = spessore dei setti (determinato da E ) a = ampiezza dei fori l = lunghezza dei setti R coll a (d l l) diminuendo "a" la risoluzione migliora ma l'efficienza peggiora, infatti: 2 R coll compromesso tra risoluzione ed efficienza ambito neurologico: 99m Tc e 123 I piccole dimensioni dell'organo LEHR (o LEUHR) fan beam

11 Risoluzione spaziale (mm) distanza sorgente-collimatore la risoluzione spaziale peggiora notevolmente all'aumentare della distanza sorgente-collimatore R sist R int R coll è importantissimo rimanere il più possibile vicini al collimatore distanza sorgente-collimatore (cm) auto contour

12 zoom decentrato SPECT cerebrali: occorre escludere dal campo di vista del rivelatore le spalle del paziente.

13 tipi di collimatore per SPECT cerebrali immagine oggetto collimatore a fori paralleli collimatore convergente (Fan Beam)

14 collimatori fan beam t d f collimatore convergente: i fori convergono su una linea posta a cm dal collimatore immagine ingrandita della sorgente: I O f t f t d l'ingrandimento dipende dalla distanza (es. f = 40 cm, d = 15 cm, t = 5 cm, I/O = 1.5) maggiore efficienza: permettono un maggior utilizzo della superficie del rivelatore nel caso di organi di piccole dimensioni (studi cerebrali) immagine distorta: i piani della sorgente più lontani dal collimatore vengono ingranditi di più, mentre quelli più vicini di meno

15 Risoluzione spaziale di sistema (mm) efficienza geometrica relativa fori paralleli fan beam fan beam 100 fori paralleli distanza sorgente-collimatore (cm) distanza sorgente-collimatore (cm) fan beam: migliore risoluzione ed efficienza per effetto dell'ingrandimento dipendenza dell'efficienza dalla distanza dal collimatore la risoluzione migliora al diminuire della distanza l'efficienza aumenta all'aumentare della distanza la distanza deve essere un compromesso tra risoluzione spaziale ed efficienza. normalmente 5-10 cm (raggio di rotazione 15-20cm)

16 risoluzione spaziale in SPECT sorgente puntiforme sorgente lineare fantoccio NEMA

17 risoluzione spaziale in SPECT dipende da: risoluzione spaziale di sistema collimatore distanza dal collimatore scatter (profondità della sorgente) algoritmo di ricostruzione (FBP: frequenza di cut-off del filtro di ricostruzione) intervallo di campionamento lineare (dimensione del pixel) intervallo di campionamento angolare (n step angolari) FWHM 1.2 SPECT FWHM planari mm

18 Esami con [ 123 I]FP-CIT accumulo specifico C nuclei accumulo aspecifico C fondo Specific Binding Ratio SBR C C specifica aspecifica C nuclei C C fondo fondo

19 informazioni quantitative SBR misurato SBR vero? Il conteggio in un voxel è proporzionale all'attività contenuta nel corrispondente volume di tessuto? NO! 1. effetto volume parziale (risoluzione spaziale) 2. attenuazione 3. scatter

20 effetto volume parziale si ha accuratezza quantitativa solo se D 2 FWHM

21 Effetto Volume Parziale (PVE - Partial Volume Effect) aumenta al peggiorare della risoluzione spaziale

22 effetto volume parziale

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24 informazioni quantitative Il conteggio in un voxel è proporzionale all'attività contenuta nel corrispondente volume di tessuto? NO! 1. effetto volume parziale (risoluzione spaziale) 2. attenuazione (degrado sia qualitativo che quantitativo delle immagini) 3. scatter

25 attenuazione l'attenuazione dipende dallo spessore di tessuto che i raggi devono attraversare prima di raggiungere il rivelatore I I e 0 m x SPECT 20 cm 5 cm T=0,46 10 cm T=0,21 15 cm T=0,10 trasmissione T=e -μx raggi da 140 kev in acqua μ = 0,155 cm -1 correzione per l'attenuazione

26 correzione per l'attenuazione metodo di Chang viene ricostruita l'immagine senza correzione per l'attenuazione f'(x,y) i contorni dell'immagine ottenuta vengono utilizzati per ottenere una stima dello spessore relativo al pixel (x,y) per ciascuna proiezione j viene calcolato un fattore correttivo F(x,y) per ciascun pixel (x,y) F(x, y) 1 N N 1 i 1 e m d i d 1 d 2 d 3 d 4 fattore di assorbimento medio che tiene conto dei diversi spessori di assorbitore attraversati ai diversi angoli di misura f (x, y) f ' (x, y) F(x, y) si assume un coefficiente μ di attenuazione lineare costante

27 correzione per l'attenuazione metodo di Chang il metodo di Chang fornisce buoni risultati nel caso delle SPECT cerebrali (l'ipotesi di μ costante è verificata) ATTENZIONE alla definizione del contorno alla scelta del coefficiente di attenuazione μ

28 determinazione sperimentale di m acquisizione ricostruzione analisi

29 conteggi conteggi conteggi conteggi conteggi conteggi andamento dei profili dei conteggi al variare del m in Chang senza correzione per l'attenuazione m = 0.07 cm 1 m = 0.08 cm 1 pixel pixel pixel m = 0.09 cm 1 m = 0.10 cm 1 m = 0.11 cm 1 pixel pixel pixel

30 correzione per l'attenuazione - immagini trasmissive CT sistemi ibridi SPECT/CT coregistrazione immagini mappe densità per correzione attenuazione

31 informazioni quantitative Il conteggio in un voxel è proporzionale all'attività contenuta nel corrispondente volume di tessuto? NO! 1. effetto volume parziale (risoluzione spaziale) 2. attenuazione (degrado sia qualitativo che quantitativo delle immagini) 3. scatter

32 scatter rivelatore perdita di contrasto finestra energetica E

33 metodi di correzione per lo scatter 99m Tc: metodo della doppia finestra finestra di scatter finestra di picco I corretta I picco k I scatter (k 0,5) E

34 conteggi correzione per lo scatter con 123 I: metodo della tripla finestra lower scatter upper scatter finestra di picco I corretta I picco 1 2 (I upperscatter I lower scatter ) Energia (kev)

35 Quantificazione DATSCAN accumulo specifico C nuclei accumulo aspecifico C fondo Specific Binding Ratio SBR C C specifica aspecifica C nuclei C C fondo fondo

36 Metodi di quantificazione ROI disegnate manualmente Template di ROI (2D) Template di VOI (3D) metodo Southampton fusione SPECT/MR

37 ROI disegnate manualmente Pregi: semplicità Difetti: riproducibilità nel disegnare la ROI somma di alcune fette cross-contamination caudato-putamen

38 Template di ROI (2D) Pregi: semplicità Difetti: riproducibilità nel disegnare la ROI ROI posizionata manualmente somma di alcune fette cross-contamination caudato-putamen

39 Template di VOI (3D) Pregi: riproducibilità inter- e intra-observer considerano tutto il volume dei nuclei della base separano caudato e putamen Difetti: costo del software BRASS

40 Template di VOI (3D) BasalGanglia Pregi: riproducibilità inter- e intra-observer considerano tutto il volume dei nuclei della base separano caudato e putamen scaricabile gratuitamente dal sito AIMN database di normalità (Basal Ganglia) Difetti: difficoltà di posizionamento delle VOI in casi particolari

41 Metodo Southampton Pregi: tiene conto dell effetto volume parziale ENC-DAT project (European Normal Control Database of DaTSCAN) Difetti: no distinzione tra caudato e putamen

42 fusione SPECT/MR diversità in dimensione e forma dei nuclei della base

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44 Pregi: le ROI sono specifiche per il paziente considerato Difetti: disponibilità di MR tempi di elaborazione

45 Basal Ganglia V2 Riorientamento

46 Matching Risultati

47 Report

48 Quantificazione del SBR Specific Binding Ratio SBR C nuclei C C fondo fondo SBR misurato ATTENZIONE!!! SBR misurato SBR vero effetto volume parziale attenuazione scatter

49 SPECT striatal phantom fantoccio antropomorfo tessuto equivalente acquisizioni ricostruzioni

50 SBR misurato SBR vero linearità OK Attenuation correction Caudata y=0.583x R 2 =0.996 Putameni y=0.614x R 2 = SBR BG SBR real

51 Database di normali Parametri di acquisizione standard Collimatore LEHR o Fan-Beam Finestra energetica +/- 10% Dimensione del pixel in acquisizione 3 mm Correzione per attenuazione Ricostruzione FBP con filtro Butterworth 0.45, 10 Riorientamento

52 caudato

53 putamen

54 12 Caudati confronto gammacamere SBR BG E.Cam LEHR E.Cam FB Helix LEHR E.Cam LEHR E.Cam FB Helix LEHR Putamen SBR real SBR BG SBR real

55 Quantificazione del SBR SBR misurato SBR vero dipende da: Centro di Medicina Nucleare parametri di acquisizione parametri di elaborazione correzioni applicate

56 Risoluzione spaziele FWHM (mm) dipendenza dal raggio di rotazione raggio 13 cm raggio 20 cm FWHM = 11,094 0,15463 R + 0,01295 R Raggio di rotazione (cm)

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58 frequenza spaziale frequenza spaziale k frequenze spaziali basse: grossolana forma dell'oggetto frequenze spaziali alte: dettagli e particolari dell'oggetto

59 uomo vitruviano (proporzioni perfette)

60 basse frequenze trasformata di Fourier

61 basse frequenze descrizione grossolana

62 alte frequenze dettagli

63 basse frequenze alte frequenze

64 MTF frequenza spaziale la frequenza spaziale più elevata che può essere riprodotta dipende dalla dimensione del pixel r k Nyquist 1 2 r 1 e dalla risposta del sistema (risoluzione spaziale) risposta del sistema frequenza spaziale

65 MTF FBP - retroproiezione filtrata i profili nello spazio delle frequenze vengono modificati da un filtro di ricostruzione si tiene conto del fatto che il sistema non risponde nello stesso modo alle diverse frequenze spaziali 1 risposta del sistema rumore frequenza spaziale alte frequenze risoluzione rumore eliminare le frequenze più elevate, quelle per cui il sistema non è in grado di fornire un buon segnale

66 filtri passa-basso tagliano le alte frequenze spaziali evitando brusche variazioni di risposta in funzione della frequenza spaziale. compromesso tra risoluzione spaziale e rumore

67 frequenza di cut-off aumentando la frequenza di taglio migliora la risoluzione spaziale aumenta il rumore k cut-off = k Nyquist k cut-off = 0,8 k Nyquist k cut-off = 0,6 k Nyquist k cut-off = 0,2 k Nyquist questo obbliga a scegliere una frequenza di cut-off < k Nyquist (compromesso tra risoluzione spaziale e SNR)

68 cutoff 0.3 cutoff 0.4 cutoff 0.5 cutoff 0.6

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70 dimensione del pixel la dimensione del pixel deve essere sufficientemente piccola da campionare le alte frequenze spaziali altrimenti perdita di risoluzione spaziale FWHM r ( FWHM = 1 cm r 3,3 mm ) 3 (vale per dati privi di rumore) ATTENZIONE: un pixel troppo piccolo fa diminuire il SNR!

71 Risoluzione spaziele FWHM (mm) r 2.1 mm 16 r 2.7 mm 15 FWHM = 11,905 1,68343 X + 0,49473 X r 3.9 mm ,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5 5,0 dimensione del pixel (mm) r 4.8 mm

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73 zoom matrice 64x64 dimensione del pixel 6mm zoom digitale 1.6 in elaborazione dimensione del pixel SPECT: 3,75mm k Nyquist = 0,8 cm 1 matrice 64x64 zoom digitale 1.6 in acquisizione dimensione del pixel 3,75mm dimensione del pixel SPECT: 3,75mm k Nyquist = 1,3 cm 1 ATTENZIONE: quella che conta è la dimensione del pixel in acquisizione!

74 campionamento angolare l'intervallo di campionamento angolare deve garantire un campionamento alla periferia pari al campionamento lineare. D N r D 2 N D 2 r studi di flusso o metabolismo D=20 cm r = 3,3mm N 95 studi recettoriali dei nuclei della base D=10 cm r = 3,3mm N 42 N=120 (step 3 ) N=60 (step 6 )

75 Risoluzione spaziele FWHM (mm) 128 proiezioni proiezioni 15 FWHM = 11,667 0,0028 N E-5 N proiezioni Numero di proiezioni 30 proiezioni

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77 Correzione per l attenuazione

78 Correzione per lo scatter SBR Correzione per attenuazione C C specifica aspecifica C nuclei C C Correzione per attenuazione e scatter fondo fondo sx dx caudato putamen sx dx caudato putamen

79 SBR BG con correzione per lo scatter SBR BG con correzione per lo scatter Confronto fra i valori di SBR ottenuti con e senza correzione per lo scatter C scatter = C fotopicco 1 P scatter = 1.35 P fotopicco SBR BG senza correzione per lo scatter SBR BG senza correzione per lo scatter Correggendo per lo scatter i valori di SBR aumentano del 35%

80 Incidenza 1,0 della risoluzione spaziale tomografica sulla quantificazione della SPET DaTSCAN 0,9 0,8 0,7 Correzione per l'attenuazione SBR BG / SBR vero 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0,0 Caudato y = x R 2 =0.979 Putamen y = x R 2 = Risoluzione spaziale tomografica (FWHM in mm)

81 Incidenza della risoluzione spaziale tomografica sulla quantificazione della SPET DaTSCAN SBR st BG SBR ns BG R tomo caudato SBR st BG SBR ns BG R tomo putamen

82 ricostruzioni iterative oggetto f(x,y) sinogramma misurato p(r, ) stima immagine f*(x,y) proiettore sinogramma calcolato p*(r, ) confronto sinogrammi. convergenza? SI immagine ricostruita NO stima immagine aggiornata

83 ricostruzioni iterative richiedono più capacità di calcolo rispetto alla FBP

84 ricostruzioni iterative all aumentare del n di iterazioni Risoluzione spaziale migliora Rumore aumenta

85 confronto FBP OSEM OSEM (3i8s) linearità OK correlazione con FBP OK sottostima del 6% i dati FBP

86 confronto FBP OSEM iterazioni EM-equivalenti ( = n iterazioni x n subsets )

87 confronto FBP OSEM OSEM: valori di SBR fortemente dipendenti da: n iterazioni gammacamera OSEM: usare un numero sufficiente di iterazioni 100 iterazioni EM-equivalenti (n iterazioni x n subsets) sovrastima (4 17 %) i dati FBP

88 PET-CT

89 PET-CT Risoluzione spaziale FWHM 4-5 mm (2-3 mm con TOF) Correzione attenuazione (CT) Correzione scatter

90 Radial elongation (DOI effect) la penetrazione dei fotoni da 511 kev nel cristallo sfuoca la posizione misurata l'effetto peggiora allontanandosi dall'asse dell'anello di rivelatori (a 10 cm dal centro del FOV degrada la risoluzione spaziale del 40-50%) l'effetto diminuisce all'aumentare del diametro dell'anello può essere rimosso (parzialmente) misurando la profondità dell'interazione

91 matrice di ricostruzione immagini PET matrice dim. pixel min/lettino WB mm 2 Brain mm 20 N N N riorientamento su immagini CT

92 GRAZIE PER L ATTENZIONE