[PET/CT HYBRID SYSTEM SCANNER] PET/CT SERIES Vol. 1. SISTEMI IBRIDI PET / CT Davide Ulivi

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1 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

2 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 2 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 18 F- FDG 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

3 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 3 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.

4 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 4 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

5 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 5 per le modalità si è diffuso rapidamente dalla Medicina Nucleare verso la comunità più ampia della Radiologia.

6 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 6 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 18 F-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 MBq di 18 F-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 )

7 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 7 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

8 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 8 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.

9 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 9 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.

10 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 10 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.

11 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 11 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).

12 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 12 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

13 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 13 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.

14 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 14 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 decadimento 1 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.

15 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 15 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 EFFICIENZA DI SCINTILLAZIONE RELATIVA (%) COSTANTE DI DECADIMENTO (nsec) IGROSCOPICO NO NO NO Tab.1. Caratteristiche fisiche dei tipici materiali scintillatori utilizzati in PET.

16 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 16 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-

17 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 17 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).

18 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 18 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.

19 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 19 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).

20 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 20 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

21 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 21 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 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 cm. 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.

22 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 22 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.

23 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 23 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.

24 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 24 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.

25 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 25 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).

26 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 26 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 18 F-FDG e successivamente posizionato sul lettino dopo un attesa di circa 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 18 F-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.

27 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 27 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 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 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

28 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 28 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 18F- FDG 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

29 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 29 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 18 F-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.

30 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 30 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 , di solito come immagine in scala di grigi. I dati delle immagini PET sono

31 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 31 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): R α = αr PET + (1-α) R CT 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

32 P E T / C T D a v i d e U l i v i P a g e 32 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

33 P E T / C T D a v i d e U l i v i 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 ACF S 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 ACF S 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/ ) 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.

34 P E T / C T D a v i d e U l i v i 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 kev con una energia effettiva E x 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