SPECT OBIETTIVI. Sorgenti radioattive

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1 SPECT L acronimo SPECT sta per Single Photon Emission Computed Tomography. Si tratta di una tecnica tomografica d indagine di tipo emissivo in quanto la sorgente di radiazione ionizzante si trova all interno dell organo da esaminare. Si tratta di una tecnica da medicina nucleare. OBIETTIVI L indagine tomografica di tipo SPECT ha per scopo la determinazione della concentrazione in un determinato organo di un isotopo radioattivo veicolato da una sostanza biologicamente attiva. L insieme è denominato radiofarmaco. Il radiofarmaco viene somministrato al paziente per via i.v. oppure fatto inalare, ha un tropismo positivo verso un determinato organo ed è designato a monitorarne i processi fisiologici o patofisiologici. Si tratta di indagini di carattere funzionale. Sorgenti radioattive Esistono nuclei stabili e nuclei instabili (radionuclidi). Un nucleo instabile tende a subire una transizione (decadimento) che lo porta verso una situazione di (maggiore) stabilità ed in corrispondenza di questo decadimento emette energia sotto forma elettromagnetica (fotoni γ) o particolata (particelle cariche o neutre). Una quantità di materia contenente un elevata percentuale di radionuclidi è detta sorgente radioattiva. Attività di una sorgente radioattiva Una sorgente radioattiva contiene N nuclei instabili. Questi via via decadono emettendo radiazione ionizzante. Si definisce attività A della sorgente il numero di decadimenti (o disintegrazioni) che avvengono nella sorgente ogni secondo. L unità di misura dell attività è il Bequerel con simbolo Bq. In una sorgente con A = 1 Bq avviene un decadimento al secondo. [A] SI = decadimenti/s = Bq Come unità pratica per misurare l attività viene usato il Curie (Ci) ed i suoi sottomultipli. Un Curie corrisponde all attività di 1 g di 226 Ra. Si ha 1 Ci = Bq = 37 GBq ; 1 mci = 37 MBq ; 1 µci = 37 kbq A causa dei decadimenti sia il numero dei nuclei instabili N che l attività A diminuiscono nel tempo. L andamento temporale di N e di A è lo stesso ed è descritto da una legge esponenziale 1

2 N(t) = N 0 exp(-t/t decay ) ; A(t) = A 0 exp(-t/t decay ) dove T decay è il tempo di decadimento del radionuclide ed indica il tempo richiesto affinchè N e l attività A si riducano a circa il 37 %. Si può definire anche il tempo di dimezzamento T 1/2 come il tempo richiesto affinchè N e l attività A dimezzino. Valgono le relazioni T decay = T 1/2 ; T 1/2 = T decay. Il range dei tempo di dimezzamento delle sorgenti γ può andare da s a 10 8 s. Composizione della radiazione I decadimenti, a seconda del tipo di radionuclide coinvolto, possono dare origine ad uno o eventualmente più tipi di radiazione tra - radiazione α: emissione di nuclei di elio He ++ (particelle α) (Z,A) (Z-2,A-4) - radiazione β: emissione di elettroni (β ) o di positroni (β + ) i positroni sono antimateria e sono le antiparticelle degli elettroni: hanno stessa massa e carica eguale, ma di segno positivo. Se β (Z,A) (Z+1,A), se β + (Z,A) (Z-1,A) - radiazione γ: emissione di fotoni (Z,A) (Z,A) Requisiti di un buon tracciante L attività che deve aver luogo a seguito della somministrazione al paziente del radiofarmaco deve essere sufficientemente alta da permettere l acquisizione di un numero sufficientemente elevato di conteggi. Va innanzitutto scelto un radionuclide emettitore di radiazione penetrante (fotoni γ) senza collaterale emissione particolata (α ο β). La radiazione particolata libera energia dentro il paziente senza fornire segnale al rivelatore e quindi rappresenta un inutile aggravio in termini di dose senza alcun vantaggio diagnostico. Tra N e l attività A sussiste la relazione A(t) = N(t)/T decay e in particolare A 0 = N 0 /T decay relazione dalla quale è evidente che per ottenere un opportuno valore di A si può scegliere il tipo di radionuclide (T decay ) con la possibilità di adattare la dose di radiofarmaco (N 0 ). Tuttavia, la scelta di radionuclidi con tempi di decadimento troppo lunghi comporta alti valori di N 0 e questo può rendere troppo alta la dose impegnata per il paziente. Lunghi tempi di decadimento implicano che l attività A nel paziente permane alta per lunghi tempi oltre la durata dell esame. In assenza di spontanei e rapidi processi naturali di eliminazione del radiofarmaco, un paziente rimane inaccettabilmente caldo (radiologicamente attivo) per troppo tempo, con elevato rischio di natura radioprotezionistica per se e per chi gli vive intorno, in quanto egli emette radiazione γ che è penetrante! D altra parte il tempo di 2

3 decadimento T decay non può essere troppo breve per garantire un tempo ragionevole per la preparazione, la somministrazione al paziente stesso e l esecuzione dell esame. Sorgenti impiegate nell indagine SPECT Vengono impiegate sorgenti emittenti radiazione γ. A seconda degli specifici obiettivi diagnostici si utilizzano 123 I, 133 Xe, 201 Tl e l isomero metastabile 99m Tc del tecnezio 99 Tc. Il 99m Tc viene preparato nel laboratorio di radiochimica a partire da una sorgente di molibdeno 99 Mo (Z=42). Il 99 Mo decade con un T 1/2 di 67 ore in tecnezio metastabile 99m Tc (Z=43) con emissione di un elettrone (decadimento β ). Il 99m Tc è il radionuclide che viene iniettato nel paziente sotto forma di radiofarmaco (veicolato da HMPAO oppure ECD) e decade dallo stato eccitato metastabile allo stato fondamentale stabile ( 99 Tc) con emissione di radiazione di vario tipo, la cui parte predominante è costituita da fotoni γ da kev. Il tempo di dimezzamento per il 99m Tc vale T 1/2 6 ore, tempo che rappresenta un buon compromesso alla luce delle problematiche precedentemente esposte in merito alla scelta del tracciante. L attività di una dose di 99m Tc impiegata per una SPECT ai polmoni può essere dell ordine di 40 MBq. Nel caso degli esami all encefalo (Brain SPECT) le dosi possono essere più elevate, dell ordine di 900 MBq, ed in tal caso si raccomanda al paziente una certa cautela nell avvicinare soggetti appartenenti a fasce di popolazione radiologicamente più vulnerabili (bambini e donne incinte) nelle 24 ore successive all esame. Gamma camera Setup per l acquisizione di una proiezione Matrice di fototubi Il detector più comunemente impiegato nelle apparecchiature SPECT è la gamma camera. Nella figura a sinistra è mostrato lo schema di una gamma camera monotesta. In generale una gamma camera è costituita dalla successione di un collimatore, di uno scintillatore ed una matrice di fototubi. Il collimatore è costituito da un pesante lastra di piombo su cui è praticata una fitta serie di fori paralleli di diametro D piccolo rispetto alla loro lunghezza B (B è anche 3

4 lo spessore della lastra del collimatore). Solo i fotoni che incidono sul collimatore con direzione (quasi) parallela alla direzione dell asse dei fori e che centrano l ingresso di un foro possono attraversare il collimatore e raggiungere lo scintillatore retrostante per dare segnale. I fotoni con incidenza diversa o che non centrano un foro vengono assorbiti dal collimatore e persi ai fini della generazione di segnale. Lo scintillatore è costituito da una lastra spessa alcuni cm di Ioduro di Sodio (NaI). I fotoni γ collimati interagiscono con gli atomi dallo scintillatore per effetto fotoelettrico o per effetto Compton provocando l espulsione di alcuni elettroni alquanto energetici. Questi elettroni, muovendosi nel cristallo, ne eccitano altri atomi che diseccitandosi emettono in maniera isotropa fotoni di luce visibile (scintillazione). Tali fotoni attraversano lo scintillatore trasparente e incidono sulla sottostante matrice di fototubi, la quale invia il segnale all elettronica di acquisizione. Nella SPECT il rivelatore è planare e quindi per ogni posizione angolare della testa (= sistema collimatore-scintillatore-matrice di fototubi) viene acquisita una proiezione 2D di una distribuzione 3D di attività. Gli elementi della proiezione sono rappresentati dai conteggi provenienti da quei decadimenti che hanno avuto origine nell organo sotto indagine e che hanno emesso fotoni in direzione perpendicolare o quasi al piano della gamma camera (direzione di collimazione). L acquisizione sotto un solo angolo è quella che in medicina nucleare porta il nome di scintigrafia planare. Per ottenere tutti i dati necessari a poter produrre la ricostruzione tomografica 3D della distribuzione spaziale di captazione del radiofarmaco si deve fare ruotare la testa di piccoli angoli alla volta e, ogni volta, acquisire la relativa proiezione 2D. Questo fino a raggiungere la completa copertura angolare, che è di solito di 360. Un acquisizione completa dura circa un ora. Una volta acquisite tutte le proiezioni necessarie, appositi algoritmi matematici, di natura prevalentemente iterativa, ricostruiscono la distribuzione 3D di captazione del radiofarmaco. Risulta possibile anche l utilizzo della FBP, l algoritmo ricostruttivo della TAC, ottenendo risultati alquanto mediocri in termini di qualità della ricostruzione. L applicazione della FBP ai dati SPECT non è generalmente in grado di fruttare interamente il potenziale informativo contenuto nelle proiezioni. Efficienza di rivelazione L efficienza di rivelazione g è definita come il rapporto tra il numero del decadimenti rivelati (e contati nelle proiezioni) e il numero totale di decadimenti realmente avvenuti. Nella SPECT l efficienza di rivelazione g è molto bassa. Infatti i γ prodotti dai decadimenti vengono irradiati in tutte le direzioni in maniera isotropa, ma vengono rivelati solo i γ che sono diretti verso la gamma camera lungo la direzione di collimazione e centrano l ingresso un foro del collimatore, riuscendo così a raggiungere lo scintillatore. Evidentemente, maggiore è il diametro D del foro, maggiore sarà l efficienza di rivelazione, ma l aumentare D deteriora la risoluzione spaziale. A titolo puramente indicativo si tenga presente che in una SPECT cerebrale si somministra al paziente una dose di radiofarmaco con A = 900 MBq. L acquisizione delle 120 viste angolari richiede circa 40 con uno scanner due-teste 4

5 ed in questo tempo vengono raccolti circa 10 7 conteggi. Il rapporto tra i 10 7 conteggi raccolti ed il numero totale di decadimenti avvenuti, dato da = decadimenti dà g In questo esempio va osservato che non tutto il radiofarmaco somministrato al paziente si concentra nella regione encefalica. Per aumentare l efficienza vengono costruiti scanner SPECT con più teste. Nella figura sottostante viene mostrato lo schema di uno scanner a tre teste. L aumento dell efficienza può permettere di abbreviare la durata dell acquisizone e/o di ridurre la dose di radiofarmaco somministrata al paziente. Risoluzione spaziale Poiché lo spessore dello scintillatore è di 1-2 cm e il diametro dei PMT è circa 2 cm e poiché l emissione di luce di scintillazione è isotropa, di regola più di uno dei fototubi sottostanti il punto di scintillazione viene investito dalla luce di scintillazione. Inoltre la quantità di luce, e quindi l ampiezza dell impulso elettrico prodotto dai vari fototubi, dipendono dalla distanza esistente tra il PMT e il punto di impatto. Il baricentro della distribuzione della carica raccolta da fototubi vicini corrisponde alla posizione di impatto del fotone γ con lo scintillatore e la direzione di provenienza può essere tanto meglio determinata quanto più piccolo è il diametro D del foro del collimatore rispetto alla sua lunghezza B, cioè il rapporto D/B. L indeterminazione nella direzione di provenienza si trasforma in indeterminazione della posizione del decadimento e quindi nel degrado della risoluzione spaziale r in maniera proporzionale alla distanza z 0 tra la gamma camera e il nucleo che è decaduto. Si ha approssimativamente r = (D/B) z 0. 5

6 Se, per esempio, D = 2 mm, B = 2 cm e z 0 = 20 cm, si ottiene per la risoluzione spaziale il valore r = (0.2/2). 20 cm = 2 cm. La conclusione è che la tecnica diagnostica SPECT è scadente sia per quanto concerne l efficienza di rivelazione sia per quanto concerne la risoluzione spaziale. Entrambe dipendono essenzialmente dalla struttura del collimatore e sono sempre il frutto di un compromesso: aumentare D migliora l efficienza di raccolta dei conteggi, ma peggiora la risoluzione spaziale e viceversa. Effetti dell attenuazione I fotoni generati dai decadimenti radioattivi nella varie posizioni dell organo sotto indagine sono soggetti ad attenuazione prima di raggiungere la gamma camera. Per questo i conteggi dei decadimenti sono sempre affetti da un errore per difetto proprio dovuto all attenuazione. Non è possibile rinormalizzare le proiezioni tenendo conto di tale attenuazione. Essa infatti non è costante, ma dipende dalla posizione in cui è avvenuto il decadimento e dalle proprietà del tratto di tessuto attraversato prima di raggiungere la gamma camera. Nella letteratura scientifica vengono proposti algoritmi ricostruttivi che, sulla base della disponibilità di una mappa 3D del coefficiente di attenuazione, possono generare immagini SPECT (abbastanza) corrette per l attenuazione, tuttavia la loro applicazione nella routine clinica non è completamente diffusa a causa dei lunghi tempi di calcolo e di tante altre difficoltà applicative. In conclusione l indagine SPECT non si presta ad effettuare affidabilmente misure assolute di distribuzione dell attività radioattiva. 6