Modalità di acquisizione 10 con gamma-camera S. Chiacchio, M. Meniconi, D. Volterrani Indice dei contenuti 10.1 Introduzione 10.2 Parametri fondamentali per qualsiasi acquisizione planare o tomografica 10.3 Fattore zoom 10.4 Modalità generali di acquisizione Lettura consigliata 10.1 Introduzione Il presente capitolo riguarda alcuni dei parametri pratici più importanti che devono essere impostati quando si esegue un acquisizione con la gamma-camera. A causa delle differenze tra le varie ditte, non saranno trattati gli aspetti tecnici legati ai sistemi di correzione per l attenuazione mediante sorgente trasmissiva gamma o mediante TC. Per maggiori dettagli operativi sulle modalità di verifica dei corretti parametri di acquisizione, si rimanda al successivo Capitolo 11. Per una corretta esecuzione dell esame scintigrafico (qualunque sia la modalità di acquisizione), è necessario che siano preimpostati e selezionati alcuni parametri che correggono i dati acquisiti per le distorsioni cui è sottoposto il segnale generato dalla gamma-camera (considerata nel suo insieme come complesso combinato cristallofotomoltiplicatori-elettronica). Prescindendo dalle differenze progettuali e operative che si riscontrano tra i vari apparecchi in commercio, i parametri di correzione comunemente utilizzati sono i seguenti: mappa di correzione di energia; mappa di correzione di linearità (spaziale); mappa di correzione di uniformità. Fondamenti di medicina nucleare. Duccio Volterrani, Paola Anna Erba, Giuliano Mariani (a cura di) Springer-Verlag Italia 2010 233
234 S. Chiacchio et al. 10.1.1 Mappa di correzione di energia Data una sorgente monoenergetica (ad esempio, i raggi gamma del 99m Tc con picco energetico a 140 kev), idealmente per ogni valore di coordinata x,y il valore z del centroide del fotopicco dovrebbe essere uguale. Tuttavia, se si considera che ogni singolo fotomoltiplicatore (PM) agisce con la porzione di cristallo a lui più prossima (come fosse un singolo sistema per spettrometria) e fornisce uno spettro di energia per la radiazione rivelata, è facile comprendere come impurità nel cristallo che portano a piccole variazioni nella produzione della luce o a variazioni nell efficienza di raccolta della luce e nel guadagno dei PM, comportino disuniformità di valore z del fotopicco, da punto a punto nel rivelatore. Nella pratica, questo problema è risolto utilizzando una mappa di correzione per l energia (in genere acquisita periodicamente dal personale tecnico responsabile della manutenzione della gamma-camera) che in fase di acquisizione di un qualsiasi esame scintigrafico, in tempo reale, consente di correggere per le disuniformità di risposta energetica del rivelatore. A seconda della filosofia progettuale con cui è costruita la gamma-camera, può essere sufficiente acquisire una mappa di correzione unica valida per tutti gli isotopi, oppure una per le basse energie e una per le alte (utilizzando come sorgenti, ad esempio, 99m Tc e 131 I, rispettivamente), o infine una mappa di correzione specifica per ciascun isotopo. 10.1.2 Mappa di correzione di linearità (spaziale) I fotomoltiplicatori non hanno risposta isotropa rispetto alla luce prodotta nel cristallo (si verifica cioè una variazione in senso radiale partendo dal centro verso i bordi); inoltre, non ricoprono tutta la superficie del cristallo, motivo per cui un evento di scintillazione proiettato nello spazio tra due PM produce un segnale diverso rispetto a quello generato da un evento proiettato nel centro di un PM. Il risultato è che l immagine può presentare delle deformità spaziali e di distribuzione dei conteggi. Per correggere queste distorsioni, viene acquisita una mappa di correzione utilizzando un fantoccio (a barre parallele o multiforo) le cui caratteristiche geometriche sono perfettamente note; il confronto fra le distanze misurate sull immagine acquisita e i valori noti del fantoccio permette di valutare e memorizzare le variazioni e gli scostamenti rispetto al comportamento atteso. Anche l acquisizione della mappa di correzione spaziale rientra nei compiti del tecnico responsabile della manutenzione periodica; anche in questo caso, sulla base della scelta progettuale, potrà essere acquisita un unica mappa spaziale valida per tutti gli isotopi, oppure più mappe per i vari isotopi. 10.1.3 Mappa di correzione di uniformità Si tratta di un parametro che permette di correggere, su tutto il campo di vista, l immagine complessiva per le variazioni locali di efficienza di conteggio. Questa mappa di correzione può essere intrinseca (quando effettuata senza collimatore) o di sistema (quan-
10 Modalità di acquisizione con gamma-camera 235 do realizzata con il collimatore); solitamente ne viene ottenuta una per ogni isotopo e per ogni collimatore. Consiste nell acquisizione di una mappa di uniformità (irraggiamento uniforme del rivelatore); determinando il valor medio dei conteggi all interno della matrice di acquisizione e il relativo fattore correttivo per ogni pixel, si ottiene la matrice correttiva (mappa di correzione) che può essere successivamente applicata in fase di acquisizione. 10.2 Parametri fondamentali per qualsiasi acquisizione planare o tomografica 10.2.1 Finestra energetica Lo scopo di una qualsiasi acquisizione scintigrafica è quello di ottenere un immagine con il più elevato rapporto segnale/rumore possibile, riducendo al minimo la radiazione diffusa legata all interazione Compton dei fotoni. Questo scopo viene raggiunto impostando per ciascun isotopo specifico una finestra di accettazione dei fotoni rilevati dal sistema e che saranno, quindi, gli unici che costituiscono l immagine. La finestra è generalmente identificata con il valore in kev del fotopicco e con un ampiezza espressa in valore percentuale. Ad esempio, per il 99m Tc la finestra è di 140 KeV e l ampiezza generalmente è del 20% (anche se per alcune applicazioni particolari possono essere raccomandate ampiezze del 15% o perfino del 10%). In pratica saranno accettati tutti quei fotoni che hanno un energia compresa tra 140 kev ± 10% di 140 (14 kev), ovvero compresi tra valori energetici di 126 e 154 kev. Oltre al valore del picco di energia e dell ampiezza della finestra, è presente un terzo parametro che riguarda il posizionamento della finestra energetica, parametro denominato offset. Un offset pari a zero significa che il centro della finestra coincide con quello del picco energetico, mentre uno pari a 10 indica che la finestra è centrata sul valore del picco + 10%. Ad esempio, impostando i parametri 140 kev, 20%, offset 10 si identifica una finestra centrata su 140 + 14 = 154 kev, con ampiezza compresa tra 140 e 168 kev. Le moderne gamma-camere hanno una serie di valori di finestra energetica predefiniti per i diversi tipi di isotopi γ-emittenti utilizzati nella diagnostica. Poiché alcuni radionuclidi impiegati per indagini diagnostiche medico-nucleari emettono fotoni con due o più energie diverse (ad esempio, 201 Tl, 111 In, 67 Ga ecc.), è possibile eseguire in questi casi un acquisizione cosiddetta multi-picco, cioè un acquisizione che prevede l impiego di più di una finestra energetica; l immagine prodotta è data dalla somma dei fotoni acquisiti nelle diverse finestre energetiche. Ad esempio, l Indio-111 emette fotoni con due picchi energetici (rispettivamente a 172 e a 245 kev); l acquisizione avviene centrando due finestre sui relativi fotopicchi energetici: 172 kev, 20%, offset 0; 245 kev, 20%, offset 0. L acquisizione multi-picco deve essere distinta dalla modalità di acquisizione definita multi-isotopo. Anche in questo caso più finestre energetiche sono posizionate
236 S. Chiacchio et al. su più fotopicchi; tuttavia, i fotoni accettati all interno delle singole finestre energetiche vanno a costituire immagini separate, ovvero vengono acquisiti in set di dati (matrici) diverse. Questa modalità è prevista in quei casi in cui si debba rappresentare la distribuzione di due (o più) diversi tipi di radionuclidi/radiofarmaci. Ad esempio, in un paziente con carcinoma tiroideo differenziato follicolare può essere necessario eseguire una scintigrafia con 131 I-ioduro (per la ricerca di metastasi iodocaptanti) e contemporaneamente un altra con 99m Tc-MDP (per identificare quali di queste metastasi siano localizzate a livello scheletrico); in quest evenienza, i parametri impostati per le due acquisizioni simultanee (cioè per costituire due set paralleli di dati) sono: Set 1: ( 131 I), 364 kev, 20%, offset 0; Set 2: ( 99m Tc), 140 kev, 20%, offset 0. 10.2.2 Matrice di acquisizione Le matrici di acquisizione utilizzate in medicina nucleare sono generalmente quadrate con dimensioni tipiche di 64 64, 128 128 e 256 256 per le acquisizioni planari, mentre sono di 64 64 e 128 128 per quelle tomografiche. Sono tuttavia possibili acquisizioni con matrici di diverse dimensioni (32 32, 512 512, 1024 1024) e anche con forme diverse da quella quadrata (ad esempio, una matrice rettangolare 128 512, 256 1024 oppure 512 2048 è utilizzata negli studi total body). Perché la matrice di acquisizione più frequentemente utilizzata è 128 128? La risposta risiede nella risoluzione di sistema della gamma-camera e nel teorema del campionamento (di Nyquist-Shannon). Il campionamento è un passo del processo di conversione analogico-digitale di un segnale; il teorema afferma che, dato un segnale con larghezza di banda finita e nota, la frequenza minima di campionamento di tale segnale deve essere almeno il doppio della sua massima frequenza. Nel caso di un immagine scintigrafica, il segnale è la risposta della gamma-camera e la sua frequenza massima è il limite di risoluzione spaziale, mentre il campionamento è dato dai pixel che compongono la matrice digitale dell immagine. Ipotizzando che il limite di risoluzione spaziale di una gamma-camera sia di 8-10 mm, perché il teorema del campionamento sia rispettato è necessario che il pixel abbia una frequenza doppia, ovvero di 4-5 mm. Se si considera che in una gamma-camera a grande campo (LFOV) il campo di vista (FOV) è di circa 60 cm, utilizzando una matrice 128 128 il pixel avrà una dimensione di circa 4,5 mm (60/128 = 0,469 cm) sufficiente a soddisfare il teorema e a non perdere informazioni contenute nel segnale. L applicazione pratica di questi concetti giustifica il principio generale per cui il limitato potere di risoluzione della gamma-camera non motiva l impiego di matrici molto fini (ad esempio, 512 512), utilizzate invece in radiodiagnostica, dove però la risoluzione spaziale è molto più elevata. Pertanto, utilizzare matrici molto fini per le immagini scintigrafiche non solo non serve, ma può essere perfino controproducente; infatti, a parità di tempi di acquisizione, all aumentare del numero di pixel che compongono l immagine si riduce il numero di conteggi/pixel, provocando così un aumento del fondo e, quindi, una riduzione del contrasto dell immagine stessa.
10 Modalità di acquisizione con gamma-camera 237 10.3 Fattore zoom Questo parametro definisce le dimensioni del campo di interesse (acquisito), che poi è digitalizzato con la matrice di acquisizione prevista, all interno del FOV massimo per una determinata gamma-camera. Un fattore zoom pari a 1 significa non applicare alcun fattore di ingrandimento, dato che il FOV acquisito ha le dimensioni del FOV massimo. La dimensione del FOV acquisito si ottiene dividendo il FOV massimo per il fattore di zoom; come il FOV varia al variare del fattore di zoom, così variano le dimensioni del pixel. Ad esempio, nel caso di un FOV massimo di 60 cm, impostando una matrice di acquisizione di 128 128 si ottengono le seguenti dimensioni del pixel: zoom 1. FOV acquisito: 60/1 = 60 cm, pixel 4,5 mm; zoom 1,33. FOV acquisito: 60/1,33 = 45 cm, pixel 3,38 mm; zoom 1,5. FOV acquisito: 60/1,5 = 40 cm, pixel 3,0 mm; zoom 2. FOV acquisito: 60/2 = 30 cm, pixel 2,25 mm. 10.4 Modalità generali di acquisizione La gamma-camera ha la possibilità di operare con diverse modalità di acquisizione. Planari o 2D: acquisizione statica mirata; acquisizione statica total body; acquisizione dinamica; acquisizione gated. Tomografiche o 3D: acquisizione SPECT; acquisizione gated-spect (G-SPECT). 10.4.1 Acquisizione planare statica mirata Con questa modalità di acquisizione, il rivelatore è fermo rispetto al corpo del paziente e sono raccolti tutti i fotoni che raggiungono il piano di rivelazione (cristallo della gamma-camera). Tale modalità produce un unica immagine cosiddetta proiettiva, data dalla sovrapposizione dei vari piani in profondità; è pertanto spesso necessario acquisire più proiezioni (anteriore, posteriore, laterale destra e sinistra, oblique anteriori e posteriori, destre e sinistre), mediante le quali è possibile sfalsare i diversi piani cui appartengono le strutture anatomo-funzionali esplorate. Esempi tipici di acquisizioni planari statiche sono la scintigrafia tiroidea, la polmonare (di perfusione e di ventilazione), l osteoarticolare segmentaria ecc.
238 S. Chiacchio et al. I parametri che definiscono un acquisizione planare statica mirata sono: start: può essere manuale, basato sul tempo (si definisce dopo quanti minuti o secondi deve iniziare l acquisizione) o definito sulla base di uno specifico rate di conteggio (ad esempio, 1Kcps); stop: può essere manuale, predefinito sul raggiungimento di un tempo (ad esempio, 5 minuti) e/o di un conteggio totale dell immagine (ad esempio, 500 Kconteggi). Lo stop basato su conteggi può essere predefinito anche all interno di una certa area di interesse (ROI); matrice: specifica la dimensione della matrice; zoom: specifica il fattore di zoom; pan: specifica la posizione dove è centrato il FOV sottoposto a zoom (sono definiti in vario modo gli offset delle coordinate spaziali X e Y); mirror: se selezionato, l immagine è acquisita specularmente sul proprio asse Y; si seleziona in caso di acquisizioni con collimatore pin-hole, dove l immagine è capovolta e speculare rispetto al soggetto; rotazione: specifica i gradi di rotazione (0, 90, 180, 270 ) da applicare all immagine. Si utilizza principalmente quando il paziente non è posizionato in modo standard (testa rivolta verso il gantry); una rotazione di 180 si seleziona in caso di acquisizioni con collimatore pin-hole dove l immagine è capovolta e speculare rispetto al soggetto. 10.4.2 Acquisizione dinamica Come nell acquisizione statica mirata, il rivelatore è fermo rispetto al corpo del paziente e sono raccolti tutti i fotoni che raggiungono il piano di rivelazione. Tuttavia, questa modalità di acquisizione permette di conoscere come varia la distribuzione di un radiofarmaco in funzione del tempo; tale effetto è ottenuto mediante acquisizione di una sequenza di immagini planari, ognuna delle quali è detta frame. La durata dell acquisizione e dei singoli frame varia in base al processo biologico/ funzionale oggetto della valutazione; ad esempio, 60 secondi in totale (con frame di 1/40 di secondo) per lo studio di primo transito cardiaco; 60 minuti con frame di 1 minuto per uno studio epato-biliare. Questo tipo di acquisizioni permette di eseguire procedure di elaborazione che forniscono curve attività/tempo, da cui è possibile ricavare vari parametri utili a livello diagnostico; un tipico esempio di acquisizione dinamica è dato dalla scintigrafia renale sequenziale. I parametri che definiscono un acquisizione planare statica sono: start: può essere manuale, basato sul tempo (si definisce dopo quanti minuti o secondi deve iniziare l acquisizione) o definito sulla base di uno specifico rate di conteggio (ad esempio, 1 Kcps); stop: è predefinito in base al numero e alla durata dei frame; sono possibili più fasi, ciascuna caratterizzata da un determinato numero di frame con una specifica durata (ad esempio, prima fase di 60 secondi: 60 frame ognuno con durata di 1 secondo; seconda fase di 14 minuti: 84 frame ognuno con durata di 10 secondi); matrice: specifica la dimensione della matrice; zoom: specifica il fattore di zoom;
10 Modalità di acquisizione con gamma-camera 239 pan: specifica la posizione dove è centrato il FOV sottoposto a zoom (sono definiti in vario modo gli offset delle coordinate spaziali X e Y); mirror: se selezionato, l immagine viene acquisita specularmente sul proprio asse Y. Si seleziona in caso di acquisizioni con collimatore pin-hole, dove l immagine è capovolta e speculare rispetto al soggetto; rotazione: specifica i gradi di rotazione (0, 90, 180, 270 ) da applicare all immagine. Si utilizza principalmente quando il paziente non è posizionato in maniera standard (testa rivolta verso il gantry); una rotazione di 180 si seleziona in caso di acquisizioni con collimatore pin-hole dove l immagine è capovolta e speculare rispetto al soggetto. 10.4.3 Acquisizione gated o multigated acquisition (MUGA) Anche in questo caso il rivelatore è fermo rispetto al corpo del paziente. Tale modalità è utilizzata per generare una sequenza di immagini (frame), ciascuna di breve durata, che rappresentano il ciclo cardiaco; è utilizzata la traccia ECG per sincronizzare la sequenza di immagini con il ciclo cardiaco. In particolare, si utilizza l ampia onda R dell ECG (che è il trigger per la contrazione ventricolare o sistole). In uno studio MUGA i dati sono registrati a partire da numerosi cicli cardiaci, generando alla fine un unico ciclo medio. La modalità di acquisizione più utilizzata è quella che va sotto il nome di frame-mode dove viene stabilito a priori il numero di frame in cui suddividere il ciclo cardiaco (16, 24 o 32) e la durata di ciascuno di essi (si ottiene calcolando la durata media di un ciclo cardiaco basandosi sull acquisizione di un certo numero di battiti: ad esempio, 10). È inoltre necessario predefinire la tolleranza di accettazione della variazione di lunghezza del ciclo cardiaco (in genere ± 10%) e il criterio di stop (200 Kconteggi medi per frame). Poiché durante l acquisizione possono realizzarsi variazioni fisiologiche della frequenza cardiaca, il frame-mode classico comporta una cattiva definizione del ciclo cardiaco, soprattutto nella fase diastolica che è maggiormente sottoposta a variazioni di lunghezza in rapporto alla frequenza cardiaca. Mentre in passato l unica alternativa era rappresentata dalla modalità di acquisizione chiamata list-mode (alquanto pesante per quanto riguarda il tempo per il post-processing e la necessità di memoria disponibile), attualmente esistono varianti della modalità frame-mode che la rendono molto più versatile e allo stesso tempo di semplice e rapida applicazione. Mentre nel frame-mode classico i 10 battiti per il calcolo della durata media del ciclo cardiaco erano acquisiti soltanto prima dell inizio dell acquisizione, attualmente la frequenza cardiaca media (e quindi la durata del singolo frame) è aggiornata in modo dinamico durante l acquisizione a ogni nuovo ciclo acquisito. Questo tipo di acquisizione è utilizzata nell angio-cardio-scintigrafia all equilibrio, mediante la quale possono essere ricavati dati funzionali, quali la frazione di eiezione ventricolare. I parametri che definiscono un acquisizione gated (MUGA) sono: start: in genere è manuale; stop: può essere manuale, predefinito sul raggiungimento di un tempo (ad esempio, 5 minuti), e/o di un conteggio e/o di un numero prestabilito di trigger (cicli sincronizzati);
240 S. Chiacchio et al. matrice: specifica la dimensione della matrice (in genere 64 64); zoom: specifica il fattore di zoom; pan: specifica la posizione dove è centrato il FOV sottoposto a zoom (sono definiti in vario modo gli offset delle coordinate spaziali X e Y); mirror: se selezionato, l immagine è acquisita specularmente sul proprio asse Y; si seleziona in caso di acquisizioni con collimatore pin-hole, dove l immagine è capovolta e speculare rispetto al soggetto; rotazione: specifica i gradi di rotazione (0, 90, 180, 270 ) da applicare all immagine. Si utilizza principalmente quando il paziente non è posizionato in maniera standard (testa rivolta verso il gantry); una rotazione di 180 si seleziona in caso di acquisizioni con collimatore pin-hole dove l immagine è capovolta e speculare rispetto al soggetto; trigger window: specifica l ampiezza della finestra di accettazione dei battiti espressa come percentuale rispetto al valore medio. 10.4.4 Acquisizione total body Questa modalità di acquisizione è utilizzata quando si voglia eseguire senza interruzioni una scansione del corpo che supera le dimensioni assiali di un FOV della gamma-camera. Nella maggior parte delle gamma-camere attuali questo tipo di acquisizione è possibile in quanto il lettino sul quale è posizionato il paziente si muove con una velocità costante predefinita durante l acquisizione. Con gamma-camere a doppio detector, è possibile un unica scansione in proiezione anteriore e posteriore. Acquisizioni total body sono frequentemente utilizzate nella scintigrafia ossea, nella scintigrafia con 131 I-ioduro per la ricerca di metastasi iodocaptanti da tumore tiroideo differenziato, nella scintigrafia con traccianti recettoriali o con leucociti marcati ecc. I parametri che definiscono un acquisizione total body sono: start: in genere è manuale; stop: è predefinito sulla base della lunghezza e della velocità della scansione; matrice: specifica la dimensione della matrice; velocità di scansione: espressa in cm/minuto o minuti/metro; limiti della scansione: il lettino sul quale è posizionato il paziente presenta in genere una guida di misura in centimetri, dalla quale è possibile ricavare il punto di inizio e di fine della scansione; mirror: se selezionato, l immagine è acquisita specularmente sul proprio asse Y; si seleziona in caso di acquisizioni con collimatore pin-hole, dove l immagine è capovolta e speculare rispetto al soggetto; rotazione: specifica i gradi di rotazione (0, 90, 180, 270 ) da applicare all immagine. Si utilizza principalmente quando il paziente non è posizionato in maniera standard (testa rivolta verso il gantry); una rotazione di 180 si seleziona in caso di acquisizioni con collimatore pin-hole, dove l immagine è capovolta e speculare rispetto al soggetto.
10 Modalità di acquisizione con gamma-camera 241 10.4.5 Acquisizione SPECT e gated-spect Le acquisizioni tomografiche in medicina nucleare convenzionale sono definite SPECT (o SPET), acronimo della definizione in lingua inglese Single Photon Emission Computerized Tomography. L acquisizione è effettuata facendo ruotare il sistema di rivelazione attorno al corpo del paziente in corrispondenza del distretto corporeo che si vuole studiare per registrare. Durante la rotazione si esegue un campionamento del distretto corporeo in esame, acquisendo un numero predefinito di proiezioni separate da un certo angolo di rotazione o step (ad esempio, per coprire un arco completo di 360 possono essere acquisite 120 proiezioni con step di 3 ciascuna). L orbita di scansione può essere circolare o ellittica; la disponibilità di gamma-camere dotate di un sistema laser che consente il body contouring permette di eseguire una scansione che si adatta al profilo esterno del corpo del paziente, ottimizzando la distanza rilevatore/paziente in tutti gli angoli di proiezione. L esame gated-spect è una combinazione di SPECT e multi-gated; è caratterizzata dall acquisizione di diverse serie di frame bin, una per ogni proiezione di scansione del detector della gamma-camera. I parametri che definiscono un acquisizione SPECT e gated-spect sono: start: manuale; stop: è predefinito sulla base del numero di proiezioni e della loro durata; matrice: specifica la dimensione della matrice; zoom: specifica il fattore di zoom; tipo di orbita: specifica se l orbita è circolare, elittica o programmata con sistema di body contouring; direzione della scansione: specifica se in senso orario (CW) o anti-orario (CCW); arco di scansione: definisce se su 360 o 180 ; nelle gamma-camere con più teste si può specificare l arco di scansione per singola testa; numero di viste: definisce il numero totale di proiezioni; durata delle viste: definisce (in secondi) la durata di ciascuna proiezione; angolo di partenza: specifica l angolo di partenza della scansione; tipo di scansione: step and shoot oppure continua; numero di bin: definisce il numero di bin (in genere da 8 a 16) in cui viene suddiviso il ciclo cardiaco nell acquisizione gated-spect; trigger window: specifica l ampiezza della finestra di accettazione dei battiti espressa come percentuale rispetto al valore medio. Lettura consigliata General imaging 3.0. http://interactive.snm.org/docs/general_imaging_v3.0.pdf. (Ultimo accesso marzo 2010)