Positron Emission Tomography
La PET, come le altre metodiche di imaging nucleari fornisce mappe di radioisotopi all ’ interno di pazienti.
La tecnica usa emettitori di positroni, i quali hanno inizialmente un’energia dell’ordine dei MeV, che cedono gradualmente
interagendo con i tessuti, fin quando, data la grande densità di e- nel corpo del paziente,
subiscono l’annichilazione collidendo con gli
elettroni e generando 2 γ. Tipicamente l’evento di annichilazione ha luogo a non più di 5 mm di
distanza dal punto di creazione del positrone
iniziale. Per la conservazione dell’ impulso e dell’
energia, i γ sono collineari e di energia pari a
511keV (la massa di e+ ed e-).
I due fotoni sono emessi nello stesso istante, quindi la
rivelazione di 2 fotoni in coincidenza in rivelatori diversi posti attorno al paziente, permette di individuare una LOR = Line Of Response lungo la quale si trovava il positrone iniziale o la linea lungo cui l’evento viene retroproiettato in fase di
ricostruzione -
La coincidenza temporale deve essere entro
Dt<10ns. La dimensione del paziente da’ il minimo DT applicabile
Acquisendo un numero molto grande di eventi in coincidenza, si ottengono le immagini diagnostiche dei distretti di
interesse.
Positron Emitting Isotopes
Isotope Half-Life Production Carbon-11 20.5 min
14N(p,α)
11C Nitrogen-13 10.0 min
16O(p,α)
13N Oxygen-15 2.1 min
14N(d,n)
15O Fluorine-18 110 min
18O(p,n)
18F (F
-)
20
Ne(d,α)
18F (F
2)
Gallium-68 68 min Daughter of Ge-68 (271days) Rubidium-82 1.27 min Daughter of Sr-82 (25days)
• Small elements (C,N,O,F) allow “ real ” biochemistry:
compatible with human metabolism
• Short half-lives make tracer production an integral part of PET
Tracer ex:
18F FDG (
18F labeled fluorodeoxyglucose )
Attivita’ del paziente..
n Quanta dose viene somministrata al paziente?
Le attivita’ sono abbastanza simili per PET e
SPECT
IL TOMOGRAFO PET
In PET devono essere rivelati in coincidenza fotoni di 511keV. Questo richiede specifiche caratteristiche per i rivelatori: essi devono essere costituiti da materiali di alta densità (per avere buona efficienza) e con breve tempo di risposta, per permettere strette finestre temporali di coincidenza.
à cristalli scintillatori
Cristallo
Intensità relativa di emissione luminosa
Tempo di emissione
(ns)
Densità (g/cm
3)
Efficienza di 25 mm spessore
% a 511 keV
Risoluzione energetica
% a 511keV
NaI BGO LSO
100 15 50-75
230 300 40
3.7 7.1 7.4
58 91 89
10 23 19
I primi tomografi usavano lo NaI, ma questo è poco efficiente all ’ energia dei fotoni in gioco ed è igroscopico.
Il BGO è il materiale attualmente più usato: ha scarsa emissione di luce ma buona efficienza.
L ’ LSO è il cristallo più promettente, sia per luminosità ed efficienza, sia soprattutto
per la rapidità di emissione di luce. E ’ però di complicata produzione industriale e
presenta un fondo di radioattività intrinseca.
Detector Requirements
Goal Requirement
High Spatial Resolution Small Detector Elements High Photofraction
High Sensitivity High Stopping Power
Low Scatter Fraction Good Energy Resolution Low Randoms Good Timing Resolution Low Deadtime Fast Event Handling
(High Livetime) Small Channel Size Limited Multiplexing
Low Cost None of the Above
BGO NaI(Tl) GSO LSO
µ(cm
-1) 0.95 0.37 0.67 0.89
Photofraction ~40% ~15% ~35% ~30%
Light Output 20-25 100 35 75
Decay Constant 300 230 65 50
Radioactive NO NO NO YES
Melting Point 1050 - >2000 >2000
Furnace Platinum Iridium Iridium
Cost $10/cc $5/cc $20/cc >$25/cc
Detector Materials
STO P PHO TON S
Many new crystals from IEEE 2003…
I cristalli scintillatori sono disposti in cerchi attorno al paziente. Ognuno ha
forma parallelepipeda, con dimensioni trasversali di circa 4mm e assiali da 4 a 8mm.
Lo spessore è di circa 3cm. Essi sono raggruppati in blocchi, per esempio di 8x8 cristalli; ciascun blocco di rivelatori viene letto da 4 fototubi.
I blocchi sono a loro volta organizzati in anelli posti nel gantry attorno al paziente.
I tomografi di ultima generazione hanno più anelli contigui che permettono
l’acquisizione di estesi campi di vista assiali.
1-to-1 Coupling
Excellent livetime characteristics, but
expensive, and limited in size to smallest available PMT (~1cm2).
Block Detector
Individual crystals “pipe”
light to detectors.
More complex, but required with low light output--BGO.
Anger Camera
Light from scintillator is distributed among several PMT’s; measured distribution determines location.
Poor livetime, but can have good resolution with enough light output--NaI(Tl).
Detector Assemblies
Dept. of Nuclear Medicine & Molecular Imaging, University Medical Center Groningen, The Netherlands
datum
. . . producing a unique
combination of signals in the four
photomultiplier tubes (PMTs).
Patented light guides channel
the scintillation
light . . .
2D: Con setti
Tecniche di acquisizione 2D e 3D
Nei tomografi 2D tra i singoli anelli di rivelatori ci sono setti di tungsteno o piombo che definiscono il piano di acquisizione.
E ’ in questo caso possibile avere coincidenze tra fotoni che colpiscono lo stesso anello di rivelatori o al massimo anelli contigui (sono pochi angolati e passano tra i setti).
L’efficienza della tecnica 2D è ridotta ma consente l’acquisizione di immagini con un buon rapporto segnale/rumore.
à Tempi di acquisizione lunghi ma algoritmi di ricostruzione
relativamente Semplici.
Nell ’ acquisizione 2D si rivelano eventi simultaneamente su 2N-1 piani, dove N è il numero di anelli di rivelatori disponibili.
Esempio: con 3 anelli di rivelatori si acquisiscono 5 piani
L ’ efficienza dei singoli rivelatori è diversa in senso assiale e trasversale:
Lungo la direzione assiale l ’ efficienza
geometrica è limitata dai setti che riducono il campo di vista.
Trasversalmente ogni rivelatore è sensibile a
numerose LOR, relative alle coincidenze con
vari rivelatori contrapposti ed ha quindi una
risposta a fan beam
PET 3D: risposta a fan beam nelle direzioni assiali e
trasversali.
Nei tomografi con modalità di acquisizione 3D i setti possono essere retratti -> di coincidenze provenienti da anelli distanti.
Maggiore efficienza, con brevi tempi di indagine, ma maggiore sensibilità alla radiazione diffusa (background).
PET 3D: senza setti
LIMITI ALLA RISOLUZIONE SPAZIALE IN PET
In PET estono dei limiti alla risoluzione spaziale raggiunbile imposti non solo dalle caratteristiche dell’apparato di rivelazione, ma anche dalla fisica del processo di annichilazione studiato.
Per quanto riguarda il tomografo, un limite è dato dalle dimensioni dei singoli rivelatori. Non essendo essi puntiformi, non definiscono univocamente una linea di sito, ma piuttosto un volume.
Inoltre, l’efficienza dei singoli rivelatori varia al variare
della direzione effettiva di provenienza del fotone, offrendo spessori di attenuazione diversi.
Il contributo alla risoluzione spaziale dato dalle dimensioni finite dei rivelatori è FWHM
D= W
D/2 dove W
Dè la dimesione transassiale dei rivelatori.
Questo dà un contributo di 2-4mm.
La risoluzione spaziale dei
tomografi PET è migliore al centro e peggiora con l’avvicinarsi
della sorgente ai rivelatori.
Risoluzione spaziale
Il primo è dovuto alla non perfetta collinearità dei fotoni emessi. Essi
sarebbero davvero a 180° se l ’ annichilazione di e
+e
-avvenisse a riposo, cioè con le particelle ferme.
In realtà il positrone, essendo emesso dal radioisotopo con una certa energia, non si ferma completamente prima di annichilarsi. Anche l’elettrone non e’
fermo nell’orbita atomica, quindi, per la conservazione dell’impulso, i fotoni non possono essere collineari.
Energia massima positrone
keV
18
F 635
11
C 960
15
O 1720
13
N 1119
Limiti fisici alla risoluzione spaziale
La non collinearità dei fotoni si traduce in un errore nella
ricostruzione delle linee di sito. Queste si discosteranno da quella reale in maniera variabile. Lo sparpagliamento può essere
descritto da una funzione di tipo
Gaussiano, la cui larghezza a mezza altezza è il contributo alla risoluzione spaziale dovuto alla non collinearità.
Vale la relazione: FWHM
N= 0.0022d dove d è il diametro dello scanner (distanza tra rivelatori contrapposti) in mm
Essendo d variabile tra 700mm e 900mm per i vari modelli di PET, il contributo alla risoluzione è di circa 1.5mm-2.0mm.
Risoluzione e acollinearita’
Isotope Emax RangeMax Range Medio 11C 0,961 3,9 1,1
13N 1,19 5,1 1,5
15O 1,723 8 2,5
18F 0,635 2,4 0,6 68Ga 1,899 8,9 2,9 82Rb 3,35 17 5,9
Limiti risoluzione spaziale: e + range
Il positrone non si annichila nello stesso punto dove viene emesso ma dopo un certo range
Il range del positrone varia al variare della energia di emissione e dello Z del materiale nel quale è immerso.
Lo fluttuazione del range provoca una FWHM
Pdi circa 0.1-0.5 mm
L ’ effetto globale dato dai fenomeni descritti è dato da:
P N
D
FWHM FWHM
FWHM
FWHM =
2+
2+
2Se si considerano anche errori introdotti in fase di ricostruzione ed
effetti associati alle prestazioni dei rivelatori, la risoluzione spaziale in PET è data da:
P N
D
R
FWHM
BFWHM FWHM FWHM
K
FWHM =
2+
2+
2+
2ed è di circa 2.5mm. La risoluzione spaziale in PET non può essere migliore di questo valore a causa della natura del processo di annichilazione e delle dimensioni finite dei rivelatori.
e vale circa 5mm nei moderni tomografi.
PET : Selezione eventi
• Quando un fotone colpisce un qualsiasi rivelatore, viene registrata in una memoria temporanea l’ampiezza dell’ impulso, il tempo di arrivo e la posizione del rivelatore.
• Il tomografo controlla poi se nella finestra temporale prefissata, (circa 10ns) arriva un altro fotone in un arco di rivelatori
contrapposti a quello che aveva segnalato il primo fotone. Vengono registrate anche in questo caso ampiezza, tempo e posizione.
• Se c ’ è coincidenza temporale (entro la finestra) le ampiezze corrispondenti ai 2 segnali vengono sommate.
• Il segnale somma viene inviato ad un discriminatore che verifica se l ’ altezza del segnale è compatibile con energie dei fotoni di 1.022 MeV entro una finestra di tolleranza.
• Se anche l’analisi energetica viene superata, i dati relativi all’evento vengono conservati in memoria per la successiva ricostruzione
dell’immagine, altrimenti non sono memorizzati.
Componenti della risposta
Fra gli eventi che hanno superato l’analisi temporale ed energetica, ci sono 3 componenti:
veri (TRUE)
casuali (RANDOM) Compton (SCATTER)
Gli eventi veri corrispondono alla rivelazione dei 2 fotoni provenienti dallo
stesso evento di annichilazione (il vero segnale PET)
Gli eventi casuali sono relativi alla rivelazione
di due fotoni scorrelati (provenienti da 2 eventi di annichilazione distinti).
La finestra temporale di accettazione delle coincidenze è regolata in maniera tale da consentire la rivelazione della maggiore quantità di segnale luminoso possibile
(l’emissione di luce dal rivelatore non è pronta ma avviene dopo una certa costante di tempo).
La frequenza di coincidenze casuali dipende
dall ’ attività e quindi dalle frequenze di conteggio dei rivelatori 1 e 2 che registrano gli eventi:
R C =2·τ·R 1· R 2 τ è la costante di tempo degli
scintillatori usati.
La correzione per gli eventi casuali viene effettuata con il metodo della finestra ritardata.
Si controlla la frequenza delle coincidenze che si ottengono ritardando di circa 100 ns uno dei 2 fotoni, cioè si mettono in relazione eventi che non possono essere veri, appartenendo a finestre temporali molto diverse.
Il numero di coincidenze casuali cosi’ misurate può essere sottratto al numero di eventi rivelati in una finestra di coincidenza pronta.
R1 Ritardo R2
100ns Circuito di
coincidenza
La misura della frequenza di random viene effettuata in fase di CQ per
varie attività e poi usata per la ricostruzione delle immagini.
Eventi in cui uno o entrambi dei fotoni prodotti nella disintegrazione abbiano subito una diffusione a piccolo angolo sono indistinguibili dagli eventi veri e portano ad un errore nella ricostruzione della linea di sito.
Le macchine 3D risentono fortemente della
contaminazione dei dati da parte delle coincidenze di scatter.
I fattori di correzione per lo scatter vengono misurati in acquisizioni
con opportuni fantocci e poi applicati nelle normali procedure di analisi
e ricostruzione delle immagini diagnostiche.
[MeV]
ENaI1
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8
[MeV] NaI2E
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8
EvsE
Entries 371675 Mean x 0.378 Mean y 0.387 RMS x 0.1699 RMS y 0.1713
EvsE
Entries 371675 Mean x 0.378 Mean y 0.387 RMS x 0.1699 RMS y 0.1713
NaI 1 Energy Vs. NaI 2 Energy
ATTENUAZIONE E CORREZIONE
Per la rivelazione di una coincidenza, occorre che entrambi i fotoni fuoriescano dal paziente.
La probabilità che entrambi non siano assorbiti dipende dalle dimensioni del paziente lungo la linea di sito P=e
-µd.
Al variare della linea di sito, varieranno le dimensioni del paziente e i coefficienti di attenuazione, dunque la probabilità P.
La correzione per l ’ attenuazione viene effettuata tramite esami in
TRASMISSIONE (in contrapposizione con cio ’ che avviene normalmente negli esami di medicina nucleare, in cui il radioisotopo sta dentro il
paziente e gli esami sono in EMISSIONE).
N.B. La correzione per l ’ attenuazione deve essere effettuata in base a
dati relativi a ogni singolo paziente
In pratica, prima dell ’ esame in emissione, si fa ruotare attorno al paziente una sorgente di
68Ge (emette positroni T1/2=288giorni) o di
137Cs (emette fotoni di 661keV T1/2=30anni) che di fatto permette una tomografia del paziente dando informazioni sulle sue dimensioni e sui coefficienti di attenuazione medi lungo tutte le linee di sito.
La soluzione tecnologica più innovativa per la correzione per l ’ attenuazione
(e non solo) è rappresentata dai sistemi integrati PET-TC. Con queste macchine si fa un esame TC prima della PET, ottenendo le informazioni necessarie a
correggere per l ’ attenuazione
La PET-CT permette inoltre la fusione delle immagini morfologiche e
funzionali fornendo immagini diagnostiche di elevata significatività.
Going further: in-beam TOF-PET
•! Improvement in the S/B ratio
•! Better accuracy with less
statistic
•! Easier events reconstruction
•! O(200ps) time resolution on 511 keV ! needed
Improving the reconstruction and reducing background
using the time difference between the Time Of Flights of
the 2 collinear !"
Uses of PET
• Brain
• Cardiac
• Oncology
Uses of PET
• Brain
• Cardiac
• Oncology
Cancers evaluated with PET
• Lung
• Lymphoma
• Melanoma
• Colorectal
• Breast
• Esophagus
• Head and Neck
Also
• Thyroid carcinoma: Approved for history of only 1 type of thyroid carcinoma
(Follicular) with negative I-131 scan and rising tumor markers
• GU malignancies (Renal, Prostate, Cervical and Ovarian)
• Under review for sarcomas
• Outpatient procedure
F-18 FDG
• Tumors – increased # glucose transporters - energy source
• F-18 FDG: interact with glucose receptors
• Phosphorylated inside cell: F-18 FDG 6P
– Blocked from further metabolism and trapped
in cell
PET Image Quantification
• SUV: Standard Uptake Value
– Based on ROI radioactivity/administered
activity/body weight
Physiologic uptake or accumulation
• Brain
• Salivary glands
• Pharynx, larynx
• Liver, Spleen, Bone marrow
• Heart
• GI, including colon
• Renal excretion, ureters, bladder
Normal
Normal
• Brain
• Heart
• Liver
• Bowl
• Urinary system
• Bone marrow
