Tomografia ad Emissione di Positroni Functional Imaging

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1 Tomografia ad Emissione di Positroni Functional Imaging 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.

2 L annichilazione produce 2 fotoni gamma da 511 kev emessi a 180 (± 0.25) Gli eventi sono rilevati entro una finestra di 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

3 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 volte più sensibile (acquisizione 2D) rispetto alla SPECT Energy Resolution: FWHM picco vs Energia massima picco Range 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)

4 Gamma camere in coincidenza Limiti iniziali ( ) 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 ( 15 O, 13 N, 11 C) Dopo circa 20 anni: i. Avvento del 18 F-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

5 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)

6 Sviluppo della PET Fototubi SPECT

7 Localizzazione degli eventi Compton Scattering Emissione di un γ secondario Struttura del Tomografo PET Componenti (I) Axial field of view (AFOV)

8 Struttura del Tomografo PET Componenti (II) Unità di rivelazione PET detector Blocks (BGO) Scintillazione Conversione nel PMT Amplificazione mediante dinodi Segnale (corrente)

9 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

10 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

11 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 in prima approssimazione da due fattori: Efficienza del cristallo e geometria del sistema. S= A Eff 2 φ /4πr 2 φ, frazione di angolo solido L angolo solido su cui la sorgente irradia dipende dalla dimensione e numero dei cristalli oltre che dalla distanza

12 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

13 2D Modalità di acquisizione 2D: setti inseriti nel campo di vista 3D: setti retratti (> scatter) High resolution 3D High sensitivity

14 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

15 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

16 Scanner ad anello rispetto a Gamma camera in coincidenza PET Imaging Sagittale Coronale Transassiale

17 Tipologie di Radiotraccianti Substrati mitocondriali ( 99m Tc-MIBI) Consumo di glucosio ([ 18 F]FDG) Altri substrati energetici ([ 11 C]Acidi grassi) Antigeni TAA Potassio (ISG con MoAb) nucleo ( 201 Tl) Sintesi proteica nucleo/citoplasmasma ([ 11 C]timidina/metionina; 13 NH 3, [ 18 F]5-FU, etc.) Recettori transferrina ( 67 Ga) Recettori ormoni steroidei ( 123 I/ 18 F) Recettori di crescita (somatostatina, EGF, etc.) Traccianti PET di Interesse Oncologico (I) [ 18 F]NaF Turnover osteo-calcico [ 18 F]FDG Consumo glucosio/prolifer. [ 18 F]Fenilalanina Sintesi proteica [ 18 F]MISO Ipossia tessutale [ 18 F]Estradiolo Recettori ormonali [ 18 F]MoAb Antigeni tumore-associati [ 18 F]5-FU Farmacocinetica regionale [ 18 F]FUDR Farmacocinetica regionale [ 13 N]NH 3 Perfusione/metabolismo [ 13 N]Ac. Glutammico Sintesi proteica [ 13 N]Cisplatino Farmacocinetica regionale

18 Traccianti PET di Interesse Oncologico (II) [ 11 C]Piruvato Substrato energetico [ 11 C]Acetato Substrato energetico [ 11 C]Ac. Grassi Substrato energetico [ 11 C]Ac. AIB Substrato energetico [ 11 C]Butanolo Substrato energetico [ 11 C]Timidina Sintesi nucleare [ 11 C]Metionina Sintesi proteica [ 11 C]Tirosina/Leucina Sintesi proteica [ 11 C]Estro/Androgeni Recettori ormonali [ 11 C]BCNU Farmacocinetica regionale [ 11 C]Tamoxifene Farmacocinetica regionale [ 11 C]Doxorubicina Farmacocinetica regionale [ 11 C]CO/CO 2 Flusso/volume ematici Traccianti PET di Interesse Oncologico (III) [ 15 O]O 2 Flusso/perfusione [ 15 O]H 2 O Flusso [ 15 O]CO/CO 2 Flusso/volume ematici Nuovi radionuclidi PET: [ 124 I] Radiochimica degli alogeni [ 64 Cu] Radiochimica dei metalli

19 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/cm 3 di tumore Dose iniettata/peso del paziente in grammi Valore Normale < 2.5 Criteri di analisi dei dati PET (II) BLOOD LIVER Plasma Compartment FDG k 1 Tissue Compartment FDG k 2 Solution Equation C tis (t) = (k 1 /α 2 -α 1 ) [(k 3 +k 4 -α 1 ) e -α 1 t + (α 2 -k 3 -k 4 )e -α 2 t ] C pl (t) + VC pl (t) α 2,1 = (k 2 +k 3 +k 4 ) ± sqrt [(k 2 +k 3 +k 4 )2 4k 2 k 4 ] / 2 Parametri derivati: K i ml. min -1. ml -1 tissue = (K 1. k 3 )/(k 2 +k 3 ) k 4 k 3 Tissue Compartment FDG-6-P Three-compartment model

20 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

21 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.) 18 F-2-fluoro-2-desossiglucosio 18 F-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

22 Il Nodulo Polmonare di ndd TC PET Imaging CT-PET

23 Il Nodulo Polmonare di ndd TC SUV: 8.1 PET Staging Pre-operatorio

24 PET in cardiologia PET in neurologia Paziente affetto da demenza Volontario

25 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

26 Aree di Applicazione della PET clinica Anni 90 Oggi Limiti di dose al paziente (dati FDA) 60 mci (2,2 GBq) per O mci (370 MBq) per FDG F 18 5 mci (185 MBq) per FDOPA F 18 < 2 mci (74 MBq) per I 124 e Cu 64 Basati su considerazioni legate a necessità statistiche per lo scanner in materia di accuratezza dei dati e su limiti di dose per organo

27 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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