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Tomografia ad Emissione di PositroniFunctional 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 PrizeMedicine Laureat, Dr. Otto Warburg, is that:

..1895..

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L’annichilazione produce 2 fotoni gamma da 511 keVemessi 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 SPAZIALEcapacità di distinguere 2 punti dopo la ricostruzione dell’immagineE’ misurata determinando la sorgente puntiforme e ricostruendo l’immagineLOR (Line of Reponse – Line of Reference)Ad ogni evento in concidenza è assegnata una LOR

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Annichilazione del positrone e rivelazione (II)

FWHM, FWTMFull 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)

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

Energy Resolution:FWHM picco vs Energia massima piccoRange 380 - 600 KeV

Discriminazione del segnale:Campionamento del segnale (timestamp)Comparazione dei timestampDeterminazione delle LOR, SFOV (Scan field of View)Creazione del sinogramma (“compilazione” delle LOR)

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Gamma camere in coincidenzaLimiti iniziali (1959-1980)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’attenuazioneNuovi 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

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Tipi di Cristalli

Riducendo la dimensione del cristallo si migliora la risoluzionespazialeL’utilizzo di due scintillatori consente una doppia modalità di impiego (PET/SPET)

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Sviluppo della PET

Fototubi SPECT

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Localizzazione degli eventi

Compton Scattering

Emissione di un γ secondario

Struttura del Tomografo PET – Componenti (I)

Axial field of view (AFOV)

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Struttura del Tomografo PET – Componenti (II)

Unità di rivelazione

PET detector Blocks (BGO)ScintillazioneConversione nel PMTAmplificazione mediante dinodiSegnale (corrente)

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Sensibilità di sistemi PET

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

TuttaviaUn intero cristallo sarà molto più influenzato dallo scatterL’aumento in sensibilità non è lineare con la lunghezza assiale del cristallo

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

Scattered Event2D, Deconvolution subctraction method

Random EventTime coincidence window

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

Single Event “losses”:Deadtime and sensitivityTissue attenuation

NECRNoise equivalent count rate

NECR = trues rate2 / (trues rate

+ randoms rate + scatter rate)

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

NECRNoise equivalent count rateNECR = trues rate

2 / (trues rate + randoms rate + scatter rate)

NECR gamma-camera = 1 NECR hexagonal NaI(Tl) = 17 NECR ring BGO = 50

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

Randoms: Aumentano con il quadrato dell’attività presente nel 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 • Eff2 • φ /4πr2 φ, frazione di angolo solido

L’angolo solido su cui la sorgente irradia dipende dalla dimensione e numero dei cristalli oltre che dalla distanza

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“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”“Cross Planes” coincidenze rilevate tra piani adiacienti

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Modalità di acquisizione2D

2D: setti inseriti nel campo di vista

3D: setti retratti (> scatter)

High resolution

High sensitivity

3D

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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

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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

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Scanner ad anello rispetto a Gamma camera in coincidenza

“PET Imaging”

Sagittale Coronale Transassiale

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nucleo

Recettori dicrescita

(somatostatina,EGF, etc.)

Consumo diglucosio

([18F]FDG)Substratimitocondriali(99mTc-MIBI)

Antigeni TAA(ISG con MoAb)Potassio

(201Tl)

Recettoriormoni steroidei

(123I/18F)

Sintesi proteicanucleo/citoplasmasma

([11C]timidina/metionina;13NH3, [18F]5-FU, etc.)

Altri substratienergetici

([11C]Acidi grassi)

Recettoritransferrina

(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

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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

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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/cm3 di tumore

Dose iniettata/peso del paziente in grammi

Valore Normale < 2.5

Criteri di analisi dei dati PET (II)

Three-compartment model

PlasmaCompartment

FDG

TissueCompartment

FDG

TissueCompartment

FDG-6-P

LIVERBLOODk1

k2

k3

k4

Ki ml.min-1.ml-1tissue = (K1.k3 )/(k2+k3)

Ctis(t) = (k1/α2-α1) [(k3+k4-α1) e-α1t

+ (α2-k3-k4)e-α2t] ⊗ Cpl(t) + VCpl(t)

α2,1 = (k2+k3+k4) ± sqrt [(k2+k3+k4)2 – 4k2k4] / 2

“Solution Equation”

Parametri derivati:

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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

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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.)

18F-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”

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Il Nodulo Polmonare di ndd

TC

PET

Imaging CT-PET

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Il Nodulo Polmonare di ndd

SUV: 8.1

TC

PET

Staging Pre-operatorio

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PET in cardiologia

PET in neurologia

Paziente affetto da demenza Volontario

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Applicazioni Cliniche: Monitoraggio della Terapia

SUV basale: 12.3

SUV dopo I ciclo: 7.6

SUV dopo VIII ciclo: 1.2

Applicazioni Cliniche

03_030_030.wmv 03_030_040.wmv

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Aree di Applicazione della PET clinica

Anni ‘90

Oggi

60 mCi (2,2 GBq) per O15

10 mCi (370 MBq) per FDG F18

5 mCi (185 MBq) per FDOPA F18

< 2 mCi (74 MBq) per I124 e Cu64

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)

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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