FISICA delle APPARECCHIATURE per MEDICINA NUCLEARE (lezione II)

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1 FISICA delle APPARECCHIATURE per MEDICINA NUCLEARE (lezione II)
Anno Accademico Corso di Laurea in Tecniche Sanitarie di Radiologia Medica per Immagini e Radioterapia Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV FISICA delle APPARECCHIATURE per MEDICINA NUCLEARE (lezione II) Marta Ruspa

2 Gammacamera: componente diffusa
Poca energia ceduta all’elettrone, fotone poco deflesso Massima energia ceduta all’elettrone, fotone diffuso all’indietro Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV Da dove viene la radiazione diffusa? Dal paziente, se lasciata passare dal collimatore, dallo scintillatore

3 Gammacamera: collimatore
Tuttavia….il collimatore non e’ perfetto: i setti hanno spessore ridotto ma non nullo  superficie di rivelazione del cristallo schermata anche per fotoni con la direzione giusta (componente assorbita) 2. i fori hanno un’apertura finita: sono trasmessi anche fotoni approssimativamente allineati all’asse dei fori, ma non provenienti dal punto di emissione bensi’ diffusi nel corpo del paziente (componente diffusa) 3. fotoni provenienti dal punto di emissione ma diffusi entro il corpo del paziente o nelle strutture esterne del rivelatore non sono riconosciuti dal sistema di collimazione meccanico e quindi o assorbiti o regolarmente trasmessi come componente diffusa 4. non c’e’ garanzia di assorbimento totale di tutti i fotoni indesiderati, una parte di fotoni che si vorrebbero assorbiti riesce a passare 1. , 3. vanno a scapito dell’efficienza di conteggio, 2. e 4. arrichiscono la componente diffusa Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

4 Gammacamera: componente attenuata
Ricordiamo che: La misura idealmente dovrebbe riguardare TUTTI E SOLI i fotoni che arrivano dal punto di emissione; in realta’: - L’ATTENUAZIONE impedisce che arrivino tutti quelli emessi - LA DIFFUSIONE fa si’ che arrivino allo scintillatore non sono i fotoni provenienti dal punto di emissione ma anche fotoni diffusi L’autoassorbimento dei fotoni nel volume sorgente e’ un fenomeno di rilevante importanza nell’intervallo di energie di interesse: per ridurre del 50% l’intensita’ di un fascio collimato di fotoni di 140 KeV e’ sufficiente uno spessore di acqua inferiore a 5 cm  dotazione si sistemi trasmissivi per l’acquisizione simultanea a quella emissiva (vedi tecniche multimodali nella tomografia SPECT) Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

5 Gammacamera: rivelatore
La luce di scintillazione e’ emessa in modo isotropo. Viene raccolta dai PM affacciati al cristallo in misura tanto maggiore quanto piu’ un PM e’ vicino al punto di interazione. La quantita’ di luce emessa dal cristallo scintillante e’ proporzionale all’energia dissipata dai fotoni. Mantenendo la proporzionalita’ nelle successive fasi di trasformazione dell’impulso luminoso in impulso elettrico e d’amplificazione e trattamento di quest’ultimo e’ poi possibile discriminare gli impulsi stessi sulla base della loro energia, selezionando per il conteggio solo quelli in un intervallo di interesse. IN QUESTO MODO, NEI LIMITI DELLA RISOLUZIONE ENERGETICA DELLO SCINTILLATORE, SI ELIMINA LA RADIAZIONE DIFFUSA (COMPTON) Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

6 Gammacamera: ricostruzione x-y
L’originale ottica di Anger per il posizionamento degli impulsi era essenzialmente una sorta di calcolatore analogico che permetteva di eseguire una media pesata della quantita’ di luce raccolta da ogni PM, in modo da ricavare con buona approssimazione la posizione dell’ evento scintillante. Nelle moderne gamma-camere tutte queste operazioni sono svolte in modo digitale: segnali provenienti dai PM sono prontamente digitalizzati dai convertitori analogico-digitali, associati in ragione di uno per ogni PM o gruppo di PM, in modo che le operazioni di somma algebrica dei segnali, pesatura e normalizzazione sono effettuate numericamente da un sistema digitale di elaborazione. Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

7 Gammacamera: rivelatore
Requisiti Buona risoluzione spaziale (la larghezza a meta’ altezza della distribuzione dei conteggi di una sorgente elementare). Risoluzione tipica di 3.5 mm. Elevata efficienza di conteggio Cristalli rettangolari, con dimensioni fino a 50x40cm. Spessore tipico di 3/8 di pollice, pari a circa 9.5 mm, che garantisce una efficienza ottimale per energie dei fotoni fino a 150 Kev (99Tc e 201Tl). Per indagini con In e I ricorso a cristalli con spessore di 5/8 di pollice. Spessore del cristallo  Energie del nuclide  Ampie dimensioni Adeguata velocita’ di risposta Costo contenuto Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

8 Gammacamera: spessore del cristallo
Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV Con lo spessore aumenta l’efficienza (aumenta la quantita’ di fotoni misurabili) e diminuisce la risoluzione (aumenta l’assorbimento della luce di scintillazione)

9 Gammacamera: risoluzione spaziale
La risoluzione spaziale della gammacamera dipende - dalla risoluzione geometrica del collimatore - dalla risoluzione intrinseca del rivelatore - dal numero di fotomoltiplicatori - dall’ottimizzazione degli algoritmi di ricostruzione delle posizioni La risoluzione spazial Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

10 Gammacamera: fotomoltiplicatore
Il fotomoltiplicatore e’ una valvola di vetro, ad elevato grado di vuoto, entro il quale si trova una serie di elettrodi detti dinodi. Tra le successive coppie di dinodi e’ applicata una differenza di potenziale. I fotocatodo e’ ricoperto di materiale fotoemittente ed emette elettroni quando viene colpito dalla luce di scintillazione. Gli elettroni vengono attirati verso il secondo dinodo, ad un superiore livello di potenziale. Anche il secondo dinodo e’ ricoperto di materiale emittente: gli elettroni si moltiplicano nell’impatto. E cosi’ via ogni elettrone sara’ in grado di produrre n nuovi elettroni ciascuno dei quali potra’ a sua volta produrne n nell’impatto sullo stadio successivo. - Fattore di moltiplicazione totale nell’ordine di 109 - Una decina di stadi - Differenza di potenziale tra il primo e l’ultimo dinodo di centinaia di V Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

11 Gammacamera: sistema di posizionamento
Lettino porta paziente: - basso coefficiente di attenuazione - gradi di liberta’ di movimentazione - posizionamento semiautomatico Stativo di posizionamento del rivelatore: necessita’ di proiezione da angoli differenti minimizzazione della distanza paziente-collimatore Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

12 Gammacamera: elaboratore
Rappresentazione dell’immagine in formato digitale Tecniche di visualizzazione Tecniche di processing Correzione degli artefatti Archiviazione In passato oscilloscopio interfacciato con camera a lastra Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

13 Gammacamera: nuove tecnologie
Collimatori a fuoco variabile per compensare l’attenuazione e migliorare la risoluzione e l’efficienza nella regione di interesse dell’immagine. Cristalli “curved plate”, circa 1 mm di guadagno in risoluzione attraverso l’ottimizzazione della minima distanza dal corpo del paziente. Dispositivi a semiconduttore (Si, Ge,…) eccellente risoluzione spaziale dimensioni di interesse per l’imaging MA necessita’ di un sistema di raffreddamento e costi elevati Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

14 Contributi dell’attivita’ sopra e sotto il piano rappresentato
Immagini planari Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV Contributi dell’attivita’ sopra e sotto il piano rappresentato Limite intrinseco dell’imaging planare

15 Immagini tomografiche: SPECT
Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

16 Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

17 Caratteristiche dei sistemi SPECT
Requisiti in aggiunta a quanto detto per la gammacamera Gantry  NUMERO E DISTANZA ANGOLARE DELLE PROIEZIONI numero e geometria delle testate singole, doppie, triple Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

18 Caratteristiche dei sistemi SPECT
Numero e geometria delle testate Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

19 Caratteristiche dei sistemi SPECT
Requisiti in aggiunta a quanto detto per la gammacamera Gantry  NUMERO E DISTANZA ANGOLARE DELLE PROIEZIONI numero e geometria delle testate singole, doppie, triple orbita e modi di rotazione circolare, ellittica body contourning (si tenga presente che l’obiettivo e’ sempre quello di minizzare la distanza tra il paziente e il collimatore per migliorare la risoluzione); inseguimento automatico del contorno del paziente con sensori infrarossi o premorizzazione rapida sostituibilita’ dei collimatori Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

20 Caratteristiche dei sistemi SPECT
Orbita del gantry e modi di rotazione Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

21 Caratteristiche dei sistemi SPECT
Requisiti in aggiunta a quanto detto per la gammacamera Gantry  NUMERO E DISTANZA ANGOLARE DELLE PROIEZIONI numero e geometria delle testate singole, doppie, triple orbita e modi di rotazione circolare, ellittica body contourning (si tenga presente che l’obiettivo e’ sempre quello di minizzare la distanza tra il paziente e il collimatore per migliorare la risoluzione); inseguimento automatico del contorno del paziente con sensori infrarossi o premorizzazione rapida sostituibilita’ dei collimatori Sistema di acquisizione e processing - algoritmi di ricostruzione dell’immagine e correzione - regolazione della durata dell’esame (accumulo di statistica verso effetti cinetici indesiderati) Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

22 Ricostruzione nei sistemi SPECT
Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV Attivita’ condensata in un bin Retroproiettata ad ogni angolo

23 Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

24 Tecniche correttive nei sistemi SPECT
L’algoritmo di ricostruzione dovrebbe modellizzare gli effetti di attenuazione (per ridurre del 50% l’intensita’ di un fascio collimato di fotoni di 140 KeV e’ sufficiente uno spessore di acqua pari a 5 cm…) mappatura dei coefficienti di attenuazione per mezzo di sistemi trasmissivi e fusione di immagini emissive e trasmissive diffusione risposta geometrica del collimatore risposta non omogena del cristallo … Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

25 Fisica nella medicina nucleare diagnostica - tecniche con fotone singolo  tecniche con emettitori β+ Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

26 Positron Emission Computer Tomography
Tomografia Computerizzata ad Emissione di Positroni Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV

27 Che cos’e’ il positrone?
E’ l’antiparticella dell’elettrone. Stessa massa dell’elettrone, carica opposta. Puo’ essere prodotta solo in associazione con un e- o un neutrino. Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV Si annichila con l’elettrone, producendo due fotoni Se l’annichilazione avviene a riposo: i due  sono emessi in direzioni opposte E = me·c2 = 511 keV E=m·c2

28 Positron Emission Computer Tomography
Nella PET il positrone viene emesso in un decadimento β+ nucleare. Percorre quindi uno spazio proporzionale alla sua energia cinetica prima di annichilare con un elettrone della materia circostante e generare due fotoni da 511 KeV emessi contemporaneamente a 180o tra di loro. Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV I due fotoni attraversano percorsi diversi nel tessuto e vengono rivelati in concidenza: dalle due misure di diversa attenuazione si riesce a risalire al punto in cui i fotoni sono stati emessi. N.B.: non si rivela il punto di emissione ma il punto di annichilazione  limite intrinseco della risoluzione spaziale

29 Radioisotopi emettitori di positroni
Isotopi di bio-elementi! Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV Non esistono isotopi dell’idrogeno emittenti positroni ma il 18F puo’ esserne un sostituto Per mezzo di immagini della distribuzione dei traccianti sono possibili valutazioni non invasive di svariati processi metabolici, di neurotrasmissione e di binding recettoriale, cosi’ come misure di processi fisiologici come il flusso sanguigno e studi selettivi e non invasivi della distribuzione regionale e della cinetica di svariati processi biochimici.

30 Radioisotopi emettitori di positroni: FDG
Il radiofarmaco piu’ utilizzato in assoluto e’ il fluoro deossiglucosio (FDG) che e’ un analogo del glucosio avente il gruppo ossidrilico sul C2 sostituito da un 18F. L’FDG viene incorporato nelle cellule utilizzando i medesimi sistemi di trasporto del glucosio. Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV 18F T1/2=109,8 min Studio del metabolismo dello zucchero. Aumentato utilizzo in cellule tumorali.

31 5 6 4 7 3 Rivelatore 8 2 P 9 Rivelatore 1 10 11 14 13 12
UN ESEMPIO: bisogna rivelare contemporaneamente i due fotoni che, emessi in P, giungono ai rivelatori 1 e 8 eliminando tutti i segnali spuri non coincidenti. Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV 5 6 4 7 3 Rivelatore 8 2 P 9 Rivelatore 1 10 11 14 13 12

32 Disposizione dei rivelatori
Struttura esagonale Ogni rivelatore può essere in coincidenza con ognuno dei rivelatori del piano opposto. (elevata efficienza dei sistemi PET rispetto all’imaging a fotone singolo) Per avere un campionamento spaziale e angolare completo si ruota l’intera struttura di 60o in passi di 5o . Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV Struttura circolare Anello circolare di rivelatori.

33 Vista frontale (a) e dell’alto (b) di un dispositivo PET
In (a) i fotoni non collineari, come nelle annichilazioni originate in B e C, non danno luogo a coincidenza e vengono trascurate dal dispositivo. I fotoni originati in A sono invece collineari. Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV