Functional Imaging

Tomografia ad Emissione di Positroni

Functional Imaging

The origin of the disease is biochemical in nature.

Functional changes appear before the structural ones.

…The germinating idea of PET, stated in 1966 by the Nobel Prize Medicine Laureat, Dr. Otto Warburg, is that:

..1895..

L’annichilazione produce 2 fotoni gamma da 511 keV emessi a 180° (± 0.25) Gli eventi sono rilevati entro una finestra di 10-20 nsec All’interno di questa finestra temporale possono essere registrati eventi spuri

L’evento definisce elettronicamente una linea

di risposta

Annichilazione del positrone e rivelazione (I)

“TRUE EVENT”

Coincidence time windows

RISOLUZIONE SPAZIALE

capacità di distinguere 2 punti dopo la ricostruzione dell’immagine E’ misurata determinando la sorgente puntiforme e ricostruendo l’immagine

LOR (Line of Reponse – Line of Reference)

Ad ogni evento in concidenza è assegnata una LOR

Annichilazione del positrone e rivelazione (II)

Full Width at Half Maximum, Full Width at Tenth Maximum Indice della risoluzione radiale e spaziale dello scanner

Fattori limitanti:

“Incertezza” di annichilazione Diametro del Ring del detector Dimensione del cristallo di scintillazione

Annichilazione del positrone e rivelazione (III)

PET 30 – 40 volte più sensibile (acquisizione 2D) rispetto alla SPECT

Energy Resolution:

FWHM picco vs Energia massima picco Range 380 - 600 KeV

Discriminazione del segnale:

Campionamento del segnale (timestamp) Comparazione dei timestamp

Determinazione delle LOR, SFOV (Scan field of View) Creazione del sinogramma (“compilazione” delle LOR)

Gamma camere in coincidenza

i. Minore sensibilità (geometria planare vs cilindrica)

ii. Bassa capacità di conteggio delle coincidenze vere rispetto agli altri eventi (tempo di decadimento luminoso del NaI)

iii. Radiotraccianti disponibili (¹⁵O, ¹³N, ¹¹ C)

Oggi:

Correzione per l’attenuazione Nuovi algoritmi di ricostruzione Dopo circa 20 anni:

i. Avvento del ¹⁸F-FDG (emivita più lunga) ii. Cristalli più spessi (sensibilità vs risoluzione) iii. Nuovi scintillatori (BGO, LSO)

iv. Phoswich (sandwich detector)

Sensibilità e risoluzione

Tipi di Cristalli

Riducendo la dimensione del cristallo si migliora la risoluzione spaziale

L’utilizzo di due scintillatori consente una doppia modalità di impiego (PET/SPET)

Sviluppo della PET

Fototubi SPECT

Localizzazione degli eventi

Compton Scattering Emissione di un γsecondario

Struttura del Tomografo PET – Componenti (I)

Axial field of view (AFOV)

Struttura del Tomografo PET – Componenti (II)

Unità di rivelazione

PET detector Blocks (BGO) Scintillazione

Conversione nel PMT

Amplificazione mediante dinodi Segnale (corrente)

Sensibilità di sistemi PET

La sensibilità del sistema aumenta quanto maggiore è la quantità di scintillatore che circonda il soggetto

Tuttavia

Un intero cristallo sarà molto più influenzato dallo scatter

L’aumento in sensibilità non è lineare con la lunghezza assiale del cristallo

Discriminare le informazioni “vere” dalla rivelazione PET (I)

Scattered Event

2D, Deconvolution subctraction method

Random Event

Time coincidence window

Discriminare le informazioni “vere” dalla rivelazione PET (II)

Deadtime and sensitivity Tissue attenuation

NECR

Noise equivalent count rate NECR = trues_rate²/ (trues_rate + randoms _rate+ scatter_rate)

Discriminare le informazioni “vere” dalla rivelazione PET (III)

NECR

Noise equivalent count rate

NECR = trues_rate²/ (trues_rate+ randoms _rate+ scatter_rate)

NECR gamma-camera= 1 NECRhexagonal NaI(Tl)= 17 NECR _{ring BGO}= 50

Discriminare le informazioni “vere” dalla rivelazione PET (III)

FOV e possono essere stimate attraverso una misura diretta

Scatter: può pesare fino al 30% per 2D e fino al 90% per 3D Possibili Soluzioni: adozione di setti (2D), correzione via software

(3D)

(calcolo dello scatter via Montecarlo, deconvoluzione dello scatter atteso dall’immagine, Correzione dei dati sulle LOR rispetto ad una finestra energetica inferiore, utilizzo di dati sul “tempo-di-volo”)

Sensibilità di sistemi PET

La sensibilità dipende in prima approssimazione da due fattori:

Efficienza del cristallo e geometria del sistema.

S= A • Eff

•

/4πr

L’angolo solido su cui la sorgente irradia dipende dalla

dimensione e numero dei cristalli oltre che dalla

distanza

“Depth of interaction”

Nella situazione ideale ogni coppia di fotoni interessa una sola coppia di cristalli.

Nella realtà ciò non accade e rende incerta l’identificazione della LOR

Rivelazione – “Direct planes”

Rivelazione su piani trasvesali di tutte le coppie di detector in coincidenza

“Direct planes” sono formati da cristalli diametralmente opposti in un “ring”

Modalità di acquisizione 2D

2D: setti inseriti nel campo di vista 3D: setti retratti (> scatter)

High resolution

3D

Ricostruzione dell’immagine - Sinogramma

Ogni evento è riportato nel sinogramma in funzione dell’angolo (θ) e della distanza (r) della LOR dal centro del campo di vista

Quali sono gli aspetti che conferiscono alla PET caratteristiche uniche?

–caratteristiche fisiche della metodica sensibilità

risoluzione spaziale risoluzione temporale

possibilità di calibrazione (immagini quantizzabili) –peculiarità dei traccianti

traccianti metabolici

PET Imaging – Elettronica

Risoluzione spaziale in PET

La risoluzione spaziale è aumentata di un fattore 7 nell’arco di 25 anni

I fattori limitanti:

Deviazione dalla colinearità dei fotoni Range del positrone

Errore introdotto dalla ricostruzione dell’immagine

Scanner ad anello rispetto a Gamma camera in coincidenza

“PET Imaging”

Sagittale Coronale Transassiale

nucleo

Recettori di crescita (somatostatina,

EGF, etc.) Consumo di

glucosio ([¹⁸F]FDG) Substrati

mitocondriali (^99mTc-MIBI)

Antigeni TAA (ISG con MoAb) Potassio

(²⁰¹Tl)

Recettori ormoni steroidei

(¹²³I/¹⁸F)

Sintesi proteica nucleo/citoplasmasma ([¹¹C]timidina/metionina;

13NH₃, [¹⁸F]5-FU, etc.) Altri substrati

energetici ([¹¹C]Acidi grassi)

Recettori transferrina

(⁶⁷Ga)

Tipologie di Radiotraccianti

Traccianti PET di Interesse Oncologico (I)

[¹⁸F]NaF Turnover osteo-calcico

[¹⁸F]FDG Consumo glucosio/prolifer.

[¹⁸F]Fenilalanina Sintesi proteica

[¹⁸F]MISO Ipossia tessutale

[¹⁸F]Estradiolo Recettori ormonali

[¹⁸F]MoAb Antigeni tumore-associati

[¹⁸F]5-FU Farmacocinetica regionale

[¹⁸F]FUDR Farmacocinetica regionale

[¹³N]NH₃ Perfusione/metabolismo

[¹³N]Ac. Glutammico Sintesi proteica

[¹³N]Cisplatino Farmacocinetica regionale

Traccianti PET di Interesse Oncologico (II)

[¹¹C]Piruvato Substrato energetico

[¹¹C]Acetato Substrato energetico

[¹¹C]Ac. Grassi Substrato energetico

[¹¹C]Ac. AIB Substrato energetico

[¹¹C]Butanolo Substrato energetico [¹¹C]Timidina Sintesi nucleare [¹¹C]Metionina Sintesi proteica [¹¹C]Tirosina/Leucina Sintesi proteica [¹¹C]Estro/Androgeni Recettori ormonali

[¹¹C]BCNU Farmacocinetica regionale

[¹¹C]Tamoxifene Farmacocinetica regionale [¹¹C]Doxorubicina Farmacocinetica regionale [¹¹C]CO/CO₂ Flusso/volume ematici

Traccianti PET di Interesse Oncologico (III)

[¹⁵O]O₂ Flusso/perfusione

[¹⁵O]H₂O Flusso

[¹⁵O]CO/CO₂ Flusso/volume ematici

Nuovi radionuclidi PET:

[¹²⁴I] Radiochimica degli alogeni

[⁶⁴Cu] Radiochimica dei metalli

Criteri di analisi dei dati PET (I)

Valutazione qualitativa delle immagini PET total body e delle immagini transassiali

Valutazione semiquantitativa mediante determinazione del SUV (standardized uptake value)

SUV= Dose corretta per il decadimento/cm³di tumore Dose iniettata/peso del paziente in grammi Valore Normale < 2.5

Criteri di analisi dei dati PET (II)

Plasma Compartment

FDG

Tissue Compartment

FDG

Tissue Compartment

FDG-6-P LIVER BLOOD

k₁

k₂

k₃ k₄

K ml^.min^-1.ml^-1 = (K^.k )/(k+k) C_tis(t) = (k₁/α2-α1) [(k₃+k₄-α1) e^-α1t

+ (α2-k₃-k₄)e^-α2t] ⊗C_pl(t) + VC_pl(t) α2,1 = (k₂+k₃+k₄) ± sqrt [(k₂+k₃+k₄)2 – 4k₂k₄] / 2

“Solution Equation”

Parametri derivati:

Criteri di analisi dei dati PET (III)

Determinazione della concentrazione del radiotracciante PET “in vivo”

Criteri di analisi dei dati PET (IV)

Determinazione di parametri farmacologici mediante immagini PET

Applicazioni Prevalenti della PET in Oncologia

- Fase diagnostica primaria

- Stadiazione di neoplasia già diagnosticata - Grado di malignità

- Monitoraggio precoce degli effetti della terapia - Ristadiazione dopo trattamento

- Diagnosi differenziale recidiva/esiti cicatriziali - Farmacocinetica antiblastica regionale - Caratterizzazione pre-terapia (ipossia, etc.)

18

F-2-fluoro-2-desossiglucosio

18F-FDG non entra nel ciclo di Kreb’s dopo la fosforilazione e viene intrappolato nella cellula Misura del metabolismo del glucosio neitessuti

Studio FDG “non patologico”

Il Nodulo Polmonare di ndd

TC

PET

Imaging CT-PET

Il Nodulo Polmonare di ndd

SUV: 8.1

TC

PET

Staging Pre-operatorio

PET in cardiologia

PET in neurologia

Paziente affetto da

demenza Volontario

Applicazioni Cliniche: Monitoraggio della Terapia

SUV dopo I ciclo: 7.6

SUV dopo VIII ciclo: 1.2

Applicazioni Cliniche

03_030_030.wmv 03_030_040.wmv

Aree di Applicazione della PET clinica Anni ‘90

Oggi

60 mCi (2,2 GBq) per O

10 mCi (370 MBq) per FDG F

5 mCi (185 MBq) per FDOPA F

< 2 mCi (74 MBq) per I

e Cu

Basati su considerazioni legate a necessità statistiche per lo scanner in materia di accuratezza dei dati e su limiti di dose per organo

Limiti di dose al paziente (dati FDA)

La PET é una metodica non invasiva in grado di fornire accurate informazioni di tipo metabolico-funzionale

Nella pratica clinica ha mostrando un enorme potenziale

nell’indirizzare le strategie diagnostiche e terapeutiche,

come nella valutazione prognostica dei pazienti con

patologia neoplastica