2.4 Positron Emission Tomography
2.4.2 PET in adroterapia
Dalle interazione nucleari tra le particelle del fascio e gli atomi del corpo del paziente vengono prodotti, lungo la traccia delle particelle, isotopi instabili che decadono emettendo positroni (par 1.2.3). Il PET monitoring in adroterapia si basa sulla rivelazione dei fotoni in coincidenza emessi dall’annichilazione dei positroni con gli elettroni atomici del corpo del paziente. Poiché gli emettitori β+ vengono formati
fino a qualche millimetro prima del picco di Bragg, è possibile verificare l’effettivo range delle particelle tramite lo studio dell’attività dei β+. Il profilo di attività che si ricava è tuttavia diverso dal profilo di dose, come si può vedere in figura 2.5, dove sono rappresentati i profili di dose e di attività in funzione della profondità di penetrazione del fascio per un fascio di protoni da 110 MeV (sinistra) e di ioni12C
(destra) da 212 MeV/u in un fantoccio di polimetilmtacrilato (PMMA) [6]. Questo è dovuto al fatto che i processi fisici alla base sono diversi (il profilo di dose dipende da interazioni coulombiane mentre quello di attività da frammentazione nucleare). Per verificare l’effettivo range a partire dal profilo di attività è quindi necessario confrontare quest’ultimo con dei profili di attività simulate.
Figura 2.5: Profilo di dose e di attività in funzione della profondità di penetrazione del fascio per un fascio di protoni da 110 MeV (sinistra) e di ioni12C (destra) da 212 MeV/u in un fantoccio di
polimetilmtacrilato (PMMA) [6].
durante l’intero ciclo di trattamento e di rilevare eventuali differenze tra la dose programmata e la dose effettiva [31].
La verifica del range delle particelle tramite imaging PET può essere fatta: • off-line: lo scanner PET è posto in una stanza adiacente alla sala di tratta-
mento dove il paziente viene trasportato con il lettino una volta terminato l’irraggiamento.
• in-room: lo scanner PET è situato nella sala di trattamento, vicino al letto del paziente.
• in-beam o on-line: uno scanner PET specificatamente sviluppato viene inte- grato alla finestra di estrazione del fascio e opera durante il trattamento. Il problema della verifica off-line e in-room è che lo spostamento del paziente richiede tempo e il segnale diventa più debole a causa sia del wash-out fisiologico (ossia la migrazione delle molecole legate agli isotopi emettitori a causa della diffusione e di processi fisiologici) che del decadimento fisico delle sorgenti (T1
2 ∼2 min per
15O e
20 min per 11C). Questo problema non è trascurabile in quanto la concentrazione
di attività è di ∼2 ordini di grandezza più bassa rispetto a quella normalmente utilizzata per esami clinici [17]. Nonostante questi problemi, questo metodo viene impiegato in vari centri grazie al fatto che gli scanner PET utilizzati sono scanner commerciali e non devono essere specificatamente progettati per lo scopo [32].
Nel caso della verifica in-beam, il problema del wash-out e del decadimento del- le sorgenti è minimizzato. I principali problemi dell’approccio in-beam sono legati all’elevato numero di eventi che vengono rivelati durante la fase di estrazione del
fascio e alla geometria degli scanner PET. Durante l’estrazione del fascio, un gran numero di fotoni contribuiscono all’aumento del rumore nel segnale PET. Questi eventi, dovuti alla diseccitazione dei nuclei atomici del corpo del paziente, possono portare alla paralizzazione del sistema [32]. Inoltre non portano informazioni utili al calcolo della dose e del range delle particelle, in quanto non provengono dall’an- nichilazione dei β+, e contribuiscono al peggioramento dell’immagine aumentando il
numero di coincidenze random. I metodi di soppressione delle coincidenze random proposti [33],[34] ad oggi sono stati sviluppati a partire da dati acquisiti in centri in cui opera un sincrotrone. Nei sincrotroni il fascio estratto non è continuo e le fasi di estrazione, dette spill (solitamente della durata di ∼1 s), si alterano a pause (dette inter-spill, della durata di ∼2-4 s) in cui le particelle vengono accelerate alla giusta energia. All’interno di ogni spill le particelle non sono distribuite uniformemente nel tempo ma sono raggruppate in microstrutture dette bunch. Al sincrotrone utilizzato al CNAO, ad esempio, ogni bunch ha una durata di circa 140 ns e l’intervallo tra un bunch e l’altro è di circa 690 ns [35]. Grazie a questa struttura del fascio caratte- ristica dei sincrotroni è infatti possibile utilizzare i soli dati provenienti dalle pause tra un bunch e l’altro durante la fase di estrazione del fascio, minimizzando così il contributo dovuto alle coincidenze random.
I problemi tecnici sono invece legati alla difficoltà di adattare uno scanner PET alla sala di trattamento a causa dei vincoli posti dalla finestra di estrazione del fascio, dal lettino del paziente e dal meccanismo di rotazione di questo [32]. Vengono generalmente sviluppati specifici scanner formati da due teste in opposizione, come ad esempio quello mostrato in figura 2.6 [36]. Questi si adattano bene alla geometria della sala ma presentano problemi dovuti alla copertura angolare limitata, quali bassa sensibilità e artefatti nella ricostruzione delle immagini [37]. Una tecnica proposta [31] per migliorare tali artefatti è l’utilizzo del time of flight (TOF), che sfrutta la differenza dei tempi di arrivo dei due fotoni sui rivelatori. Il time of flight e il suo utilizzo nella PET per la verifica del range in adroterapia sarà argomento del capitolo 4 di questa tesi. In figura 2.7 [38] sono mostrate due immagini ricostruite con uno scanner composto da due archi di rivelatori. É stato simulato un fantoccio di diametro d=6 cm contenente 4 sfere dal diametro di 5 mm con diverse attività rispetto a quella del cilindro. L’immagine in alto è stata ricostruita con algoritmo che sfrutta l’informazione TOF con una risoluzione temporale di 200 ps, mentre quella in basso senza TOF. É evidente nella seconda immagine l’artefatto dovuto alla perdita di risoluzione in corrispondenza dell’asse ortogonale ai due rivelatori,
Questo artefatto è invece assente nella ricostruzione TOF in quanto la risoluzione spaziale è migliorata grazie all’informazione sul tempo di volo.
Figura 2.6: Scanner PET in-beam situato al GSI (Darmstadt). A causa del lettino che deve poter ruotare per consentire diversi angoli di entrata del fascio nel paziente non può essere utilizzato uno scanner circolare [36].
Figura 2.7: Schema della geometria simulata, con un cilindro nel quale sono presenti 4 punti con diverse attività rispetto a quella del cilindro e immagini ricostruite. L’immagine in alto è stata ricostruita con algoritmo TOF con una risoluzione temporale di 200 ps, mentre quella in basso senza TOF [38].
Capitolo 3
II progetto INSIDE per la verifica del
range
delle particelle in adroterapia
Il progetto INSIDE (INnovative Solution for In-beam DosimEtry in hadrontherapy) nasce nel 2013 da una collaborazione tra le università di Pisa, Torino, Roma, il Po- litecnico di Bari e l’INFN di Milano per lo sviluppo e la realizzazione di un sistema bimodale per il monitoraggio on-line del range delle particelle nei trattamenti di adroterapia. Il sistema è composto da uno scanner PET a due teste planari e da un tracciatore di particelle cariche, chiamato dose profiler, che rappresenta un’innova- zione rispetto gli altri sistemi dedicati per la verifica on-line in adroterapia. Le teste sono fissate su un carrello di supporto ed il dose profiler è installato su una colonna di altezza h=1 m ed è inclinato di 60◦ rispetto alla direzione orizzontale del fascio
così da massimizzare il flusso delle particelle secondarie [17].
Il sistema, visibile in figura 3.1, è stato sviluppato per adattarsi alle sale di trat- tamento del CNAO, dove è stato collocato dal 2016 alla fine del 2017. In questo periodo il sistema è stato caratterizzato e testato su fantocci, fino al primo mo- nitoraggio durante il trattamento di un paziente nel dicembre 2016, avvenuto con successo e senza compromettere in alcun modo, anche per quanto riguarda i tempi di procedura, il piano di trattamento stabilito [39]. Attualmente si trova presso la sezione INFN di Torino per il miglioramento della meccanica di supporto. Poiché nel test su paziente è stato provato che la fase più delicata del procedimento è legata alle operazioni di posizionamento, la nuova meccanica sarà dotata di un sistema di aggancio del carrello ad una struttura di riferimento fissata in sala di trattamento che permette di posizionare INSIDE in maniera riproducibile e di rimuoverlo agevol- mente una volta terminata la misura. Infatti la geometria della sala di trattamento
Figura 3.1: A sinistra: le due teste PET (azzurro), montate sul carrello di sostegno. ll dose profiler (verde) è posto a θ ∼60◦, φ ∼30◦rispetto alla direzione del fascio. A destra: il sistema PET+dose profiler in posizione di lavoro.
rende impossibile la permanenza del sistema INSIDE per tutti i piani di trattamento in quanto prima della terapia il paziente viene sottoposto a radiografia tramite un sistema di imaging che viene calato dall’alto della stanza sopra il lettino. É quin- di necessario che il carrello con i rivelatori PET e il dose profiler possano essere ogni volta posizionati e rimossi in tempi abbastanza brevi, senza interferire con il regolare svolgimento della terapia. Inoltre la permanenza continuativa del sistema in prossimità del paziente potrebbe portare al danneggiamento delle varie compo- nenti a causa di eccessiva esposizione a radiazioni. É presente anche un sistema di raffreddamento ad acqua (raffreddata a 18◦) per stabilizzare il funzionamento
dell’elettronica.