medicina nucleara

6/4/2015

1

Medicin nuclear

Cursul VI

Continut

Definitie

Istoric

Notiuni de fizica: Radioacticitatea, Radiotrasorii

Scintigrafia planara

Definitie: Tomografie computerizata prin emisie

Tomoscintigrafia de monoemisie SPECT

Tomografia prin emisie de pozitroni - PET

Definitie Metodele de imagistica studiate pana acum (radiografia, CT) se bazeaza

pe transmiterea de energie sub forma de fotoni => modul de atenuareal radiatiei in tesuturile investigate pentru formarea imaginii => aspect anatomic si fiziologic

Imagistica bazata pe medicina nucleara - > bazata pe emisia de energie(fotoni) din interior spre exterior pe baza procesului radioactiv aplicatapriori => modalitate de imagistica functionala

Definitie, exemple

Animated 3D PET scan

http://en.wikipedia.org/wiki/File:PET-MIPS-anim.gif

6/4/2015

2

Definitie

substanele se introduc n

organism (cel mai frecvent

intravenos).

Odat substana introdus aceasta

se distribuie n diferite organe n

funcie de substana activ

utilizat.

Distribuia produsului radiofarmaceutic este detectat de un aparat

detector de radiaii denumit gama camer i

stocat digital.

Ulterior informaia obinut este

procesat obinndu-se imagini a corpului sau organului studiat

in medicina nuclear se utilizeaz radiotrasori/ substane radiofarmaceutice, care conin o substan activ transportoare i un izotop radioactiv. Aceste imagini -> imagini funcionale i moleculare=> arat cum funcioneaz diferite organe i esuturi explorate sau indic alterrile acestora la nivel molecular.

complementara tehnicilor imagistice MORFOLOGICE, ANATOMICE, atat a celor care utilizeaza radiatii X (radiologie, computer tomografie- CT) cat si a celor neiradiante (ecografie, imagistica prin rezonanta magnetica IRM).

Pe scurt, este descris procesul :

Definitie

substanele se

introduc n

organism (cel mai frecvent intraveno

s).z

Odat substana introdus

aceasta se distribuie n

diferite organe n funcie de substana

activ utilizat.

Distribuia produsului

radiofarmaceutic este

detectat de un aparat

detector de radiaii

denumit gama

camer i stocat digital.

Ulterior informaia obinut

este procesat obinndu-se imagini a corpului sau

organului studiat

Pe scurt, este descris procesul :

Diagrama: Formarea imaginii,H. Graber, Lecture Note for BMI1, F05

Istoric In 1912-George de Hevesy introduce conceptul de radiotrasori,

pentru care, in 1943 va primi premiul Nobel pentru chimie

Prima utilizare clinica a radiotrasorilor a avut loc in 1926 de catre Blumgart

Primul tratament cu radioizotopi cu P 32 a fost efectuat de catre John Lawrence pentru terapia leucemiei-1934

Descoperirea n 1934 a radioizotopilor artificiali de catre Frdric Joliot-Curie i Irne Joliot-Curie se constituie ca si piatra de hotar n medicina nuclear.

Continut Definitie

Istoric

Notiuni de fizica: Radioacticitatea, Radiotrasori





6/4/2015

3

Notiuni de fizica Atomul = {nucleu, electroni}

Nucleoni = {protoni, neutroni}

Nuclid = combinatie unica de protoni si neutroni din nucleu

Un element chimic este redat prin: numarul de masa

A = numarul de nucleoni si numarul atomic

Z = nr. de protoni (= nr. de electroni)

Nuclizi:

Stabili: A ~= 2Z cand Z este mic sau nr. de neutroni > nr. de protonicand Z este mare

Instabili (radionuclizi sau atomi radioactivi):

supusi unei dezintegrari radioactive = pierdere de energie pentruun nucleu mai stabil

Nuclizi:

Non-radioactivi = atomi stabili

Radioactivi = atomi instabili

Izotopi = atomii cu acelasi numar atomic (Z) dar numar de masa (A) diferit

Izobari = atomii cu acelasi numar dr masa (A) dar cu numar atomic (Z) diferit

Izotoni = atomii cu acelasi nr. de protoni

Izomeri = atomii cu acelasi numar atomic de masa si acelasi numar atomic, dar cu nivele de energie diferite produsi dupa dezintegrarea gamma

Dezintegrare radioactiva (Radioactivitatea) = fenomen fizic prin care nucleul unui atom instabil, numit i radioizotop, se transform spontan (dezintegreaz) degajnd energie sub form de radiaii diverse (alfa, beta sau gama), ntr-un atom mai stabil.

Prin dezintegrare atomul pierde i o parte din mas.

In IM => interesul pentru studiul: Pozitronilor antiparticula asociat electronului anti-electron -> utilizati in cazul

PET tomografie cu emisie de pozitroni Razelor Gamma -> util. in scintigrafia planara, SPECT - tomoscintigrafia de

monoemisie

Notiuni de fizica

Notiuni de fizica: Radioactivitatea Radioactivitatea natural -> descoperit n 1896 de Henri Becquerel, pe cnd studia

luminescena unor sruri ale uraniului.

n 1898, soii Marie i Pierre Curie au descoperit poloniul i radiul, (elemente cu radioactivitate mult mai puternic dect a uraniului).

Radioactivitatea = A = # de dezintegrari per secunda Unitati de masura pentru radioactivitate:

1 Bq (Becquerel)= 1dps

1 Ci (Curie)=

D.p.d.v. matematic => Intensitatea radiatiei incidente pe un detector aflat la o raza rfata de sursa radioactiva s:

Unde A = radioactivitatea materialului

E = energia fiecarui foton

Bq10107.3

24 rEAI

=

pi

Notiuni de fizica: Radioactivitatea Legea dezintegrarii radioactive

N(t) = numarul de atomi radioactivi la un anumit timp t

A(t) = direct proportional cu N(t)

= constanta de dezintegrare

=> in urma derivarii:

Numarul de fotoni generati (numarul de dezintegrari) in timpul T:

NdtdNA ==

teNtN = 0)(tt

eNeAtA == 00)(

===T T

TteNdteNdttAN

0 000 )1()(

6/4/2015

4

Notiuni de fizica: Radioactivitatea perioad de njumtire = timpul dup care dintr-o cantitate dat de

substan radioactiv rmne jumtate din cantitatea iniial.

Perioada de injumatatire este definita ca:

Se demonstreaza ca:

21t

212

1

21

0

tt

eA

A

==

693.0

21 =t

Notiuni de fizica: Radioactivitatea Legea exponentiala de dezintegrare -> cantitatea de substanta ->

numrul estimat de atomi la un anumit moment t.

Numarul de atomi dezintegrati pentru o perioada scurta de la un timp t=0 cu N0 atomi obtinuti urmeaza o lege de distributie Poisson:

Inlocuind in formula lui A pentru perioada t obtinem =>

Stim ca

Cand

=> A devine

21Tt

6/4/2015

5

Notiuni de fizica: Radiotrasorii Stratul corespunzator perioadei de injumatatire - grosimea tesutului -

Half-value-layer (HVL)

Grosimea de tesut care absoarbe jumtate din radioactivitatea produs

Aproximativ cu dimensiunea organului sondat

Energetic

Prezenta unor detectoare sensibile energetic care sa permitadiferentierea fotonilor primari din fotonii imprastiati in umraprocesuluide emisie

Marea majoritatea proceselor de dezintegrare care au loc natural -> nu sunt utilizate in practica intrucat ele detin valori mari de HVL, energii marisi perioade mari de injumatatire => ei se folosesc in radioterapii, de ex. pentru distrugerea celulelor canceroase

=> in practica pentru scopul imagistic sunt folositi izotopi radioactiviartificiali care sunt obtinuti prin bombardarea unor izotopi stabili cu fotoni cu energii mari

Notiuni de fizica: Radiotrasorii Generarea Technetium: 99m^TC

Poate fi produs de un generator local.

Caracteristicile de dezintegrare:

Timp de injumatatire fizic=6.02h, energie mica E=140 KeV, HVL=4.6 cm permite, prin legarea de numeroase farmaceutice explorarea a majoritatii organelor si sistemelor organismului uman, in scopul unui diagnostic cat mai precoce al unei afectiuni.

Ecuatia :

= utilizat in mai mult de 90% din aplicatii imagistice ale medicinii nucleare

)140(9999 KeVTcTcm +

Notiuni de fizica: Radiotrasorii Radionuclid este legat de un anumit produs farmaceutic, care este specific pentru o anumita

activitate metabolica (cancer, perfuzia miocardic, perfuzia cerebral)

Exemple Emitatori/ Radiotrasori Gamma: 99mTc-Sestamibi (perfuzii ale miocardului, cancer) 99mTc-labeled hexamethyl-propyleneamine (perfuzie la nivelul creierului)

Radiotrasori PET:

F18-FDG ( glucoza - Fludeoxyglucose) a devenit un mijloc important n stabilirea atitudinii terapeutice, incluznd chmioterapia n doze nalte i transplantul de mduv osoas.

Creterea necontrolat este caracteristic tumorilor maligne. Deoarece creterea necesit consum energetic, PET cu F18-FDG este o metod utilizat pentru

evaluarea creterii tumorale maligne

Glucoza marcata cu 18FDG se acumuleaza in organe cu metabolism crescut (caract. de zone tumorale)

Timpul de injumatatire a acestuia este de circa 110 minute 18FDG este produs intr-un ciclotron, de dorit in apropierea sistemului PET

Exemple alti radiotrasori PET:

C11 - Carbon 11 (T1/2 fizic- 20 min) N13 - Nitrogen-13 amoniu (T1/2 fizic- 10 min) O15 - Oxygen-15 water (T1/2 fizic- 2 min) Ga68- Galiu 68 (T1/2fizic -68 minute)

Metode de imagistica bazata pe medicina nucleara Metodele de imagistica utilizate in medicina nucleara:

Scintigrafia planara Planar Scintigraphy

- Utilizeaza radiotrasori care genereaz o dezintegrare gamma , care genereaz un foton ntr-o direcie aleatoare la un anumit moment

proiectiile in medicina nucleara scintigrafiile planare sunt preluate in permanenta de un dispozitiv de scintilatie (detector de radiatie electronic) gamma camera - Anger scintillation camera

- similar cu procesul radiologic, captura fotonilor este realizata ntr-o singur direcie, dar, spre deosebire de razele X, foloseste emisie de

radiatie gamma de la pacient si nu transmisie de radiatie catre pacient

Tomoscintigrafia de monoemisie - SPECT - Single Photon Emission Computed Tomography

corespondenta metodei de tomografie pentru medicina nucleara: utilizeaza camera gamma pentru obtinerea proiectiilor pentru mai multe unghiuri

- La fel ca si scintigrafia planara, utilizeaza radiotrasori care genereaz o dezintegrare gamma

6/4/2015

6

Metode de imagistica bazata pe medicina nucleara

Tomografia prin emisie de pozitroni - PET Positron Emission Tomography

- Foloseste radiotrasori care genereaz dezintegrarea de pozitroni

- Descompunerea acestora produce doi fotoni n dou direcii opuse la un

anumit moment de timp

- Are loc procesul de anihilare cu emisia de 2 511keV- Utilizarea unor circuite speciale de detectie bazate pe fenomenul de coinciden pentru a detecta doi fotoni n direcii opuse simultan, adica

se inregistreaza fotonii care ajung in acelasi timp pe aceeasi linie

- La fel ca in cazul SPECT, sunt capturate proiectii pe mai multe direcii, si se reconstruiesc imagini ale distributiei radiotrasorului

Continut Definitie

Istoric








Capteaza radiatia - fotonii gamma emisi cate unul la un moment de timp - pe o singura directie

Principiul de formare al imaginii:

Prin captarea fotonilor emisi pe o singura directie este determinata distributia radioaactivitatii A in organism

Spre deosebire de radiografie, CT, interesul este axat pe rata de dezintegrare a sursei (exprimata ca numar de unitati/ timp) si nu in intensitatea atenuarea rezultata

Scintigrafia planara Camera Gamma Camera de scintilatie Anger Prima gamma camera a fost dezvoltata de Hal Anger

in laboratorul Donner al Univ. Berkely in 1957

Este cel mai des utilizat aparat in medicina nucleara

Este alcatuita din:

un colimator din Pb format dintr-o retea multi- gauri

Cristal de scintilatie (iodura de sodiu) de la 10 la 25 inch de forma circulara, patrata, dreptunghiulara

O serie de tuburi fotomultiplicatoare plasate pe cristalul de scintilatie

Un circuit logic de pozitionare de determinarea pozitiei pentru impuls electric maxim

Analizor de amplitudine a pulsului

Circuit poarta logic Gating circuit

Un sistem de calcul

6/4/2015

7

Scintigrafia planara Camera Gamma Camera de scintilatie

Anger

Mod de functionare al camerei gamma

Compara semnalul detectat cu un anumit prag

Calculeaza pozitia cu cea mai mare activitate

determinata anterior

Converteste lumina in impulsuri electrice

Converteste energia fotonilor detectati in impulsuri de lumina

Absoarbe fotonii imprastiati

Scintigrafia planaraColimatorul camerei gamma

- Este o placa de Pb de grosime 1-2 inch, de aceeasi dimensiune cu a cristalului de scintilatie, care prezinta o retea de fante gauri de-a lungul ei

- Colimatorul are rolul de a asigura interfata dintre pacient si cristalul de scintilatiepermitand accesul catre cristalul de scintilatie numai fotonilor veniti de pe anumite directii- Fotonii emisi de pe celelalte directii vor fi absorbiti de fantele de Pb

- In figura sunt prezentate mai multe tipuri de geometrii ale colimatorului- Cea mai populara este cea cu reteua de gauri paralele -> consta intr-o retea de fanteparalele perpendiculare pe fateta cristalului => distributia de energie este de aceeasidimensiune cu a cristalului de scintilatie

a) Colimator fante paraleleb) Colimator fante convergente (amplificare)c) Colimator fante divergente (micsorare)d) Colimator apertura - deschidere mica

pinhole 2-5 mm

Scintigrafia planara Detectorul de scintilatie = Cristalul de scintilatie Este cel mai sensibil detector la radiatie electromagnetica

Proprietatea cristalului: emiterea de impulsuri luminoase (scintilatie) dup depunerea de energie n cristal in urma procesului de radiaie ionizanta

Cel mai des utilizat: iodura de sodiu NaI

Dimensiuni: diametru: 30 50 cm si grosime: - 1 inch

Grosimea cristalelor este direct proportionala cu energia radiatiei gamma aplicate => Cristalele cu grosime mai mare (1.25 cm) - aplicatii cu energii gamma mari; cristale grosime mica: 6-8 mm;

Fiecare camera gamma detine un singur cristal de scintilatie => particularizare in functie de aplicatie

Asemeni ecranelor de la radiologie => cristalele cu grosime mai mare retin o cantitate mai mare de radiatie, insa detin o rezolutie mult mai slaba

=> compromis: eficienta vs. rezolutia obtinuta

Scintigrafia planara Tuburile fotomultiplicatoare

Au rolul de a converti impulsurile luminoase in semnal electric si de a amplifica semnalul obtinut in urma conversiei

Furnizeaz un impuls de curent de fiecare dat cndun foton gamma loveste cristal de scintilaie.

Acest impuls de curent este apoi convertit la un puls de tensiune printr-un circuit de preamplificare.

De exemplu, la fiecare 7 8 fotoni din detectorul de scintilatie initial este eliberat un electron, pentru ca la iesirea din circuitul de pre-amplificare sa rezulte 10^6-10^8 electroni

Rolul seriei de tuburi este de a capta impulsurile de lumina indiferent unde acestea sunt produse

Initial camerele gamma detineau 7 tuburi, noile camere au 37, 61,75 sau 95 tuburi dispuse in format hexagonal

=> mai multe tuburi => rezolutie spatiala si uniformitate a imaginii mai bune, dar => costuri mai mari, proceduri de calibrare mai complexe si mentenanta mai dificila

Modul de aranjare al celor61 tuburifotomultiplicatoare in cadrul camerei gamma

6/4/2015

8

Scintigrafia planara Circuitul logic de pozitionare si analizorul de amplitudine al

pulsului

Rolurile circuitului logic de pozitie sunt:

Detectarea pozitiei unde a fost produs semnalul electric de pe suprafata sirului de tuburi fotomultiplicatoare

Rezultatul = combinarea rezultatelor - iesirilor individuale date de tuburi

Amplitudinea iesirii unui tub este direct proportionala cu cantitatea de lumina scintilatii produse

Rata semnalelor (X,Y, Z) de la iesirea circuitului logic de pozitionare este proportionala cu radioactivitatea totala, iar amplitudinea impulsului Z este proportional cu energia depozitata in cristalul de scintilatie de fotonii care produc semnalul triplet : (X, Y, Z)

Spectometria scintilatiei Analiza amplitudinii pulsului -> utilizarea unui sistem de numarare pentru obtinerea spectrului de energie de la sursa radioactiva

Spectrul de energie = grafic al numarului de impulsuri cu o anumita amplitudine ca functie de amplitudinea pulsului

Spectrul masurat = functie de energii ale radiatiilor gamma emise de sursa si interactiile acestor fotoni in organism si in cristalul de scintilatie

Scintigrafia planara Circuitul logic de pozitionare si analizorul de

amplitudine al pulsului

Rolurile circuitului logic de pozitie sunt:

Detectarea pozitiei unde a fost produs semnalul electric de pe suprafata sirului de tuburi fotomultiplicatoare

Rezultatul = combinarea rezultatelor - iesirilor individuale date de tuburi

Amplitudinea iesirii unui tub este direct proportionala cu cantitatea de lumina scintilatii produse

Rata semnalelor (X,Y, Z) de la iesirea circuitului logic de pozitionare este proportionala cu radioactivitatea totala, iar amplitudinea impulsului Z este proportional cu energia depozitata in cristalul de scintilatie de fotonii care produc semnalul triplet : (X, Y, Z)

Scintigrafia planara Circuitul logic de pozitionare si analizorul de amplitudine al pulsului

Spectometria scintilatiei Analiza amplitudinii pulsului -> utilizarea unui sistem de numarare pentru obtinerea spectrului de energie de la sursa radioactiva

Spectrul de energie = grafic al numarului de impulsuri cu o anumita amplitudine ca functie de amplitudinea pulsului

Spectrul masurat = functie de energii ale radiatiilor gamma emise de sursa si interactiile acestor fotoni in organism si in cristalul de scintilatie

Scintigrafia planara Circuitul logic de pozitionare si analizorul de amplitudine al pulsului

Componentele spectrului:

Un platou larg platou Compton interactiile din pacient/ cristal distribuite pentru un interval de energii datorita naturii aleatoare a unghiului de imprastiere Compton

Varf Compton interactii fotoni incidenti re-orientati la 180 in cristal

Un varf denumit foto-varf photopeak aferent amplitudinii maxime a pulsului obtinut - fotonii gamma care vin direct de la sursa si depoziteaza intreaga energie intr-o singura interactie fotelectrica

Circuit logic de tip poarta Gating circuit - stabileste ferestrele de acceptanta

6/4/2015

9

Scintigrafia planara Moduri de achizitie & formarea

imaginii

Pentru fiecare eveniment de scintilatie a carui amplitudine se regaseste in fereastra de energie utila => camera gamma detine pozitia (X,Y) a semnalului si amplitudinea Z a acestuia

Moduri de achizitii:

a) Tip lista

b) Tip cadru static

c) Tip cadru dinamic

d) Tip achizitii dependente multiple e utilizata pentru studiul proceselor dinamice repetitive (ciclice)

e) Achizitia/ Scanarea intregului organism

a) b)

c) d)

e)

Scintigrafia planara Moduri de achizitie & formarea imaginii

Pentru fiecare eveniment de scintilatie a carui amplitudine se regaseste in fereastra de energie utila => camera gamma detine pozitia (X,Y) a semnalului si amplitudinea Z a acestuia

Moduri de achizitii:

Tip lista semnalele (X,Y) sunt retinute direct in memorie sub forma unei liste de coordonate, amplitudini si timp=> informatie completa, dar, necesita mult spatiu de memorie

Tip cadru static suprafata camerei gamma este redata sub forma unei matrice: Valoarea n fiecare pixel - nr. de evenimente care au avut loc n acea pozitie pe tot timpul de scanare

Tip cadru dinamic succesiune temporala a cadrelor: dupa ce prima imagine a fost creata si stocata, buffer-ul de memorie este reinitializat cu zero si urmatoarea imagine este stocata, etc. => utile pentru redarea proceselor fiziologice tranzitorii: asimilarea/ absortia, respectiv, eliminarea radiotrasorului, redistribuirea acestuia.

Tip achizitii dependente multiple e utilizata pentru studiul proceselor dinamice repetitive (ciclice) studiu activitatii cardiace EKG circulatia sanguina este etichetata cu radioactivitatea, iar bataile inimii sunt examinate; datele corespunzatoare fazelor sunt suprapuse, rezultand o serie de imagini cu un ciclu cardiac mediat

Achizitia/ Scanarea intregului organism varianta a cadrului static: intregul organism este impartit intr-o matrice de pixeli, fiind achizitionate o serie de cadre statice care sa acopere organismul intr-o singura secventa step and shoot scanarea zonelor osoase si a tumorilor

Scintigrafia planara Formarea imaginii (punerea problemei, ecuatiile imaginii) Punerea problemei -> presupunem ca:

directiile utile sunt paralele cu fantele paralele ale colimatorului

Se ignora efectul produs de imprastierea Compton

Radioactivitatea: A(x,y,z)

Studiu -> Fotoni monoenergetici de energie E

In medicina nucleara suntem interesati de activitate => rata fluxul de fotoni care vin din pacient

Stim ca

Consideram directia de atenuare linia dintre (x,y,z) si (xd,yd,0) =>

Consideram ca raspunsul colimatorului = se restrange la o singura fanta => directia de integrare este paralela cu axa z =>

Daca generalizam toate sursele /fantele care sunt pe directia de colimare => sursele care se afla pe axa z

222

2

)()()det)0,,(),,,((tan

4

zyyxxr

ectoruluipozitiayxzyxtadisrunder

EAIfotonidefluxuluieaIntensitat

dd

dd

d

++=

==

==

pi

dddd cuIpeprecedentaecuatiaininlocuimEI =>=

= r

d dsEsr

A

02 );(exp4 pi

= 0

2 );,,(exp4z

d zdEzyxz

A pi

dzzdEzyxz

zyxAyxz

=

00

2 );,,(exp4),,(),(

pi

Scintigrafia planara Formarea imaginii (punerea problemei, ecuatiile imaginii)

Sursele de atenuare ale semnalului dependente de adancime:

Inversul patratului 1/z2

Atenuarea obiectului aflat intre sursa de radiatie si detector

consecinte:

activitatea din imediata vecinatate a camerei gamma este mai accentuata si scade cu cat ne departam progresiv de aceasta

diferente majore in flux cand camera este plasata pe acceasi parte a corpului ca csursa fata de cazul in care sursa este plasata in directia opusa => cele doua planuri fata/ spate sunt diferite major, mai ale spentru radiotrasori de energie mica unde atenuarea este mult mai mare

dzzdEzyxz

zyxAyxz

=

00

2 );,,(exp4),,(),(

pi

6/4/2015

10

Continut Definitie

Istoric






Tomografie computerizata prin emisie

n tomografia computerizata (CT), pentru reconstructia imaginii pacientului de la mai multe vizualizri este folosit un calculator .

Tehnica CT folosind raze X transmise prinintermediul pacientului = CT transmisie (cu raze X).

Un asemenea tip de studiu poate fi efectuat si n medicina nuclear, prin detectarea fotonilor emii dintr-un produs radiofarmaceutic distribuiti n organism.

Tomografia computerizat cu emisie termen (ECT) se refer la aceast procedur.

Tomografie computerizata prin emisie

Producerea de imagini tomografice prin detectarea fotonilor prin mecanismul de anihilare unei perechi pozitron electron eliberand doi fotoni gama n coinciden (de direcii opuse, la 180)=Tomografia cu emisie de pozitroni ( PET ) .

Imagini tomografice calculate de lanregistrarea/reconstructia interaciunilor razelor individuale ntr-un cristal = Tomoscintigrafia de monoemisie (SPECT ) .

Tomografie computerizata prin emisie Continut Definitie

Istoric






6/4/2015

11

Principiul de baza

corespondenta metodei de tomografie pentru medicina nucleara: utilizeaza camera gamma pentru obtinerea proiectiilor pentru mai multe unghiuri

La fel ca si scintigrafia planara, utilizeaza radiotrasori care genereaz o dezintegrare gamma

Similar cu tehnica de CT, foloseste o camera gamma rotativa pentru a detecta fotoni cu direcii diferite

Noile tehnici folosesc mai multe camere gamma (capete multiple), pentru preluarea de proiectii la diferite unghiuri in acelasi moment de timp reducnd astfel timpul de scanare (sub 30 de minute)

camerele gamma aferente SPECT trebuie s fie mai bune calitativ (performante mai bune) dect cele utilizate pentru pentru scintigrafia plana, pentru evitarea artefactelor de reconstrucie

Tomoscintigrafia de monoemisie (SPECT)

SPECT Principiu & Dispozitiv

Tomoscintigrafia de monoemisie ( SPECT )

Tomoscintigrafia de monoemisie ( SPECT )

SPECT Formarea imaginii: realizeaz seciuni transversale reconstruite, plecnd de la proiecii plane multiple, obinute n urma rotaiei detectorului n jurul organului examinat.

Tomoscintigrafia de monoemisie (SPECT)

SPECT Formarea imaginii:

Achizitia de imagini SPECT dureaza in mod obisnuit circa 20-40min.

Odata imaginile de proiectie obtinute se reconstruiesc sectiuni transversale, sagitale si coronale

6/4/2015

12

Tomoscintigrafia de monoemisie (SPECT )

Avantajul utilizarii SPECT:

Natura tri-dimesioanala completa a distributiei radiotrasorului

Dezavantaje:

timpul mare de executie al procedurii: circa 30 40 min

necesit mai multa informatie pentru reducerea zgomotului n imaginile ale seciunilor transversale.

In practica, metodele de scintigrafie si SPECT sunt realizate in paralel

Atenuarea semnalului ramane o problema de actualitate, insa pentru ca vederile sunt luate dintr-un numar mare de unghiuri, doar distributia centrala a trasorului este afectata

Imagistica multimodala - Sisteme SPECT CT

Reprezinta fuziunea a doua sau mai multe tehnici imagistice intr-o singura imagine

CT: ofera informatii anatomice cu rezolutie f buna

SPECT: imagini functionale de rezolutie slaba

Exemplu: SPECT/CT in leziuni focale osoase metastatice

Tomoscintigrafia de monoemisie (SPECT )

Tomoscintigrafia de monoemisie (SPECT ) Exemplu: SPECT/CT in embolie pulmonara

Tomoscintigrafia de monoemisie ( SPECT ) Creier Accident vascular cerebral,

epilesie, schizofrenie, Alzheimer, tumori

Inima disfunctii arteriale coronariene, infarct miocardic

Plamani

Rinichi

evaluarea pre-operatorie a convulsiilor medical necontrolate

6/4/2015

13

Continut Definitie

Istoric






Principiul PET (tomografiei prin emisie de pozitroni): studiul distribuiei spaiale a unui radiotrasor emitor de pozitroni n corpul uman, realizat prin reconstrucia unor seciuni tomoscintigrafice alturate.

Majoritatea bolilor au o baz molecular, iar PET poate detecta aceste erori moleculare nainte ca modificrile anatomice s poat fi evideniate prin alte metode imagistice, conducnd astfel la o intervenie mai precoce i mai eficient.

Pozitronul (electronul pozitiv) emis parcurge civa milimetri n esut, pierzndu-i ntreaga energie cinetic.

n repaus fiind, interacioneaz cu un electron din mediu (organism), avnd loc o reacie de anihilare n cursul creia masele celor dou particule se transform n doi fotoni .

Cei doi fotoni sunt emii aproape simultan (ntr-un interval de timp cuprins ntre 6 i 15 ns), pe direcii opuse (la 180), avnd o energie de 511 keV fiecare.

PET Definitie, Principiul de baza

Dac pozitronul mai posed nc energie n momentul anihilrii, atunci cei doi fotoni emii nu vor mai fi exact la 180, uneori eroarea putnd fi mai mare de 6

PET Comparatie SPECT - PET

Se injecteaza trasorul marcat cu (99mTc) Colimatorul => se obtine proiectii ale

radioactivitatii

Se achizitioneaza imagini multiple la unghiuri diferite

Se reconstruiesc imagini ale distributieiradiotrasorului

Se injecteaza trasorul marcat cu + Are loc procesul de anihilare cu emisia

de 2 511keV Se inregistreaza fotonii care ajung in

acelasi timp pe aceeasi linie

Se reconstruiesc imagini ale distributiei radiotrasorului

Proprietatea de emitere n coinciden este utilizat pentru localizarea, fr colimator, a direciei celor doi fotoni.

nregistrarea unui eveniment corespunde, deci, deteciei n coinciden a celor doi fotoni , rezultai dup anihilarea pozitron - electron.

Un circuit n coinciden, n legtur cu cei doi detectori plasai la 180, va realiza nregistrarea unui eveniment doar dac cei doi fotoni sunt emii cvasisimultan.

De acest tip de detecie beneficiaz camerele PET, precum i gamma-camerele dublu cap care sunt echipate cu un sistem de detecie n coinciden (TEDC).

n cazul PET, multitudinea direciilor fotonilor emii n coinciden estenregistrat cu ajutorul unui sistem de detectoare amplasat circular, n jurul pacientului.

PET Proprietatea de emitere in coincidenta

6/4/2015

14

PET Conceptul de emitere n coinciden - Annihilation Coincidence Detection detectare evenimente si timpi de coincidenta

Detectarea a doua evenimente care au loc simultan in directii opuse cu un interval/ fereastra de timp de 2-20ns, de obicei 12 ns

Nu este necesar un proces de colimare

Principiul: detectia razelor gamma coincidente

PET Proprietatea de emitere in coincidenta PET Proprietatea de emitere in coincidenta n afara acestor coincidene numite i

adevrate (fig. 25), mai pot fi nregistrate i o serie de coincidene false, care vor contribui la degradarea calitii imaginii (fig. 26).

Aceste artefacte sunt direct proporionale cu lrgimea intervalului de timp utilizat pentru achiziie i cresc cu ptratul radioactivitii prezente n cmp

Ele pot fi clasificate n trei tipuri majore:

- accidentale sau ntmpltoare

- difuzate, i

- coincidene multiple,

n care mai mult de doi fotoni

ajung n coinciden

PET Sistem electronic - Bloc detector Sistemul electronic n coinciden (sistemul de detecie) trebuie deci astfel

conceput nct s reduc timpul de procesare la minim, precum i efectele coincidenelor false.

Numrul de coincidene este redus electronic prin limitarea numrului de perechi de detectori dintr-o coroan detectoare la care ajung fotonii n coinciden.

Sistemul de detecie este alctuit din mai multe blocuri detectoare (fig. 27), grupate ntr-unul sau mai multe inele (coroane detectoare).

Un bloc detector tipic este alctuit dintr-un singur cristal de BGO - germanat de oxid de bismut (cel mai frecvent) divizat n 8 x 8 cristale elementare distincte, fiecare element avnd o profunzime de 6,75 x 6,75 x 20 mm; BGO energie mare a fotonilor 511 KeV

De aceast profunzime depinde cantitatea de lumin direcionat ctre cele 4 tuburi fotomultiplicatoare, care corespund fiecrui cristal de BGO. Forma acestor 64 de cristale (careuri) i dimensiunile lor mici permit obinerea unei rezoluii nalte (cu ct cristalul este mai mic, cu att rezoluia este mai mare).

La rndul lor, mai multe blocuri detectoare sunt grupate n ansambluri, care sunt aranjate ulterior n inele complete, ce acoper ntre 15 i 20 de cm pe direcia axial i produc simultan mai multe zeci de seciuni.

Numrul de inele variaz n funcie de sistem, frecvent 2 inele (realizndu-se 31 de seciuni), 3 inele (47 de seciuni), sistemul cu 4 inele permind achiziia a 63 de seciuni tomografice (fig. 27).

PET Sistem electronic - Bloc detector

6/4/2015

15

PET Scanner PET

PET utilizeaz acelai principiu fizic de detecie a scintilaiilor ca i gamma camera clasic.

Blocurile detectoare prin absorbia unui foton gamma de 511 keVau proprietatea de a emite un foton secundar n domeniul vizibil.

Acest semnal luminos este amplificat de fotomultiplicatoare i convertit n semnal electric, transmis ulterior sistemului informatic.

n PET colimatoarele nu sunt necesare deoarece absena acestora amelioreaz sensibilitatea global a sistemului.

PET Sistem electronic - Bloc detector PET: Formarea imaginii Se stie ca:

Detectia coincidentei: fiec. even. de anihilare -> obtinerea a doi fotoni -> detectia directie fotonilor fara utilizarea unui colimator

Sisteme de PET dedicate: dintr-o serie de inele de detectori cu partajare electronica comuna(a se vedea figura).

n fenomenul de coinciden , timpul de sosire a fiecrui interaciune -> verificat pentru a vedea dac este simultan cu un foton vzut n orice alt detector.

Dac este aa , cei doi fotoni sunt considerate a fi n coinciden , i se presupune c au venit de la acelai eveniment anihilare

Acest eveniment poate fi apoi asociat unei linii de rspuns care unete cele dou detectoare (figura 10).

n timpul unei scanri PET, liniile de rspuns sunt completate cu date n funcie de numrulde evenimente nregistrate coinci-den.

Datele din liniile de rspuns pot fi apoi reordonate n vederii reconstruite n imagini

tridimensionale.

PET: Formarea imaginii PET: Formarea imaginii

O linie de coincidenta:

6/4/2015

16

PET: Formarea imaginiiImaginea de mai sus prezint un eveniment de atenuare i anihilare electroni -pozitroni(colul din stnga-jos), care conduce la detectarea pe cele 2 detectoare prezentate cu rou.n msura n care scanerul PET a detectat corect, anihilarea a avut loc undeva de-a lungulliniei dintre detectoarele i acest lucru nseamn c sistemul are nevoie de numeroase evenimente din mai multe unghiuri pentru determinarea locaiei.

Aceasta nseamn c imaginile create de un scaner PET sunt de fapt probabilitide activitate i nu activiti reale.Imaginea este, apoi, compusa din mii sau milioane de evenimente.Pentru aceasta, metoda de scanare CT este utilizata prin crearea mai multor proieciila unghiuri diferite.

Pentru un anumit unghi, , aceste detecii formeaz o proiectie.Aceste proiecii depind de materialul trece prin radiaia care este desemnat mai departe cu - numit coeficientul de atenuare - i modificrile de material / esut (os, muchi, apa, etc).

Cu cat avem mai mult tesut si acesta este mai lat cu atat este oprita o cantitate mai mare de radiatie iar "intensitatea" global scade.

Proiecia depinde de activitatea radiofarmaceutic, A, de-a lungul cii proiectiei.

PET: Formarea imaginii: Ecuatia PET

In ecuatia PET de mai sus => pb.: necunoscute atat activitatea A, cat si atenuarea

Solutionarea acestei probleme este o problema de cercetare de actualitate

Metoda comuna: ignorare coefcientului , si estimarea, iterativa a activitatii A atata timp cat converge la ceea ce a fost masurat de scanerul CT

Indiferent de metoda folosit, valorile finale ale pentru fiecare sunt combinate ntr-o sinograma.

Aceasta sinograma este comuna cu CT-ul si de aceea au algoritmi similare pentru a crearea imaginii 3D finale.

O metod comuna de conversie a sinogramei ntr-o imagine este filtrarea retro-proiectiei obtinuta din teorema de proiecie. (PST Projection Slice Theorem)

PET: Formarea imaginii: Ecuatia PET

Acest lucru nseamn c proieciile PET sunt feliatela unghiuri diferite, transformate n domeniul de frecven prin transformarea Fourier, apoi filtrate napoi n domeniul spaial.

Aceasta nseamn c f(x, y) este imaginea PET pentru o anumita sectiune transversal specifica.

Multimea de felii obtinuta este apoi suprapusa pe vertical pentru a forma o imagine 3D precum ceaprezentata mai jos.

Cu toat diversitatea, aparatele - dispozitivele utilizate n imagistica medical au trei caracteristici comune: sensibilitatea, specificitatea i rezoluia.

Prin sensibilitate se nelege proprietatea sistemului de achiziie a datelor, al unui dispozitiv imagistic, de a msura o intensitate minim a agentului fizic pe baza cruia se obine imaginea => in cazul PET -> sensibilitatea: capacitatea sistemului de a detecta evenimentele de coincidenta adevarata si de a le respinge pe cele random -accidentale

Specificitatea, n cazul la care ne referim, reprezint proprietatea sistemului imagistic de a furniza imagini caracteristice pentru diverse procese patologice.

Rezoluia sistemului imagistic, prin analogie cu microscopul optic, poate fi considerat ca dimensiunea minim la care o formaiune patologic solid poate fi detectat.

Performanele sistemelor PET se refer pe de o parte la performanele camerelor PET, iar pe de alt parte la determinarea acurateei coreciilor.

Coeficientul de atenuare al fotonilor cu energie de 511 keV reprezint principalul parametru care determin sensibilitatea unui detector.

Energia luminoas rezultat din scintilator determin energia de rezoluie a

detectorului.

PET Performante

6/4/2015

17

Timpul de via al tranziiilor fluorescente afecteaz numrul de impulsuri pe care le poate primi detectorul.

Acestea sunt trei dintre cele mai importante atribute fizice care influeneaz performanele detectorului PET (7).

Performanele sistemului de detecie depind n parte i de tipul cristalului de

scintilaie.

Majoritatea sistemelor PET au cristalul alctuit din germanat de oxid de

bismut (BGO).

Principalul avantaj al cristalului de BGO este densitatea, de 7,1g/cm3 aproximativ de 2 ori mai mare dect a cristalului de NaI(Tl).

Materialele din care sunt alctuite cristalele de scintilaie pot fi: organice, din

material plastic, lichide sau anorganice.

Cel mai frecvent se folosesc cele din material anorganic, dou tipuri fiind mai utilizate: NaI(Tl) i BGO.

PET Performante Dintre caracteristicele mai importante ale cristalului de scintilaie pentru aplicaiile

PET, putem meniona: distana de atenuare, fracia fotoelectric, eficacitatea de detecie, densitatea, luminozitatea, timpul de descretere, energia de rezoluie, proprietile mecanice i higroscopice i nu n ultimul rnd, costul.

Primele camere PET construite la nceputul anilor 70 utilizau cristale de iodur de

sodiu (NaI), ca i gamma camerele clasice. Ulterior au fost utilizate i alte tipuri decristale: de florur de cesiu (CsF) i de germanat de oxid de bismut (BGO).

PET Performante

Numrul de impulsuri definete relaia ntre numrul de impulsuri msurate i

radioactivitatea prezent n cmp.

Procentele de evenimente n coinciden, adevrate i ntmpltoare, sunt evaluate n funcie de concentraia radioactiv din scintilator, precum i de electronica i geometria sistemului de detecie.

Indicele NEC (Noise Equivalent Count rate) reprezint raportul semnal / zgomot de fond i evalueaz calitatea imaginii.

Este definit prin relaia:

Nv = procentul de coincidene adevrate

Nf = procentul de coincidene ntmpltoare

Nd = procentul de coincidene difuzate

k = 1 sau 2, n funcie de modul de corecie al evenimentelor ntmpltoare

Acest indice NEC permite cunoaterea modului optim de funcionare al unui sistem; prezena evenimentelor ntmpltoare sau difuzate va duce la scderea acestui indice i, deci, consecutiv la degradarea calitii imaginii.

PET: Indicele NEC

)(/2 fdvv NkNNNNEC ++=

Reprezinta fuziunea a doua sau mai multe tehnici imagistice intr-o singura imagine

CT: ofera informatii anatomice cu rezolutie f buna

PET: imagini functionale de rezolutie slaba

Abordarea clasica:

Cele doua imagini (CT si PET) se obtin separat dupa care cele doua imagini sunt fuzionate (registration) pentru interpretarea cazurilor

Abordarea PET/CT multimodal:

Se inregistreaza in acelasi timp si spatiu cu ajutorul aceluaisi sistem, fara o modificare a pozitiei pacientului =>

Rezultatul obtinut este cu mult mai bun decat achizitia separata a celor doua metode imagistice problema de fuziune devine mult mai simpla

Se obtin astfel vizualizarea unor procese moleculare in context anatomic

Cu toate acestea: masuratorilor sunt realizate separat cu un timp de decalaj intre tehnici

PET: Imagistica multimodala - Sisteme PET CT

6/4/2015

18

Rolul PET-CT

In Oncologie in particular pentru limfoame, melanoame, cancer de plaman, colon san

1. Pentru diagnosticul initial

2. Stadializare si detectia recurentelor

3. Monitorizarea Raspunsului la terapie

4. Managementul pacientului

In Cardiologie - evaluarea ischiemiei miocardice

Neuropsihiatrie-maladia Alzheimer, tumori cerebrale, afectiuni psihiatrice

PET: Exemple sisteme PET - CT PET: Exemple sisteme PET - CT

Cancer pulmonar stadiu 1 T1 NoMo PET/CT 18FDG

Celulele canceroase active metabolic vor capta glucoza marcat de cica 30-40 de ori mai mult decat celulele sanatoase adiacente.Sistemul tomografic computerizat al PET/CT permite identificarea spatiala a locului de fixare a radiotrasorului pozitronic si vizualizarea procesuluipatologic

PET: PET F18 FDG Avnd o sensibilitate crescut n detectarea tumorilor viabile, PET cu F18-FDG a

devenit un mijloc important n stabilirea atitudinii terapeutice, incluznd chmioterapia n doze nalte i transplantul de mduv osoas.

Creterea necontrolat este caracteristic tumorilor maligne. Deoarece creterea necesit consum energetic, PET cu F18-FDG este o metod utilizat pentru evaluarea creterii tumorale maligne

Glucoza marcata cu 18FDG se acumuleaza in organe cu metabolism crescut

Timpul de injumatatire a acestuia este de circa 110 minute

18FDG este produs intr-un ciclotron, de dorit in apropierea sistemului PET

Prin dezintegrare va emite pozitroni, adica electroni pozitivi, care dupa un parcurs scurt se vor anihila cu electronii tesuturilor, emitand in directii opuse doi fotoni cu energie de 511KeV, care vor fi detectati de coroana de detectori periferici

PET-ul are o sensibilitate de detectie de cel putin 10 ori superioara altor gamma camere

Creier

Detectia tumorilor

Functii neurologice (patologie)

Perfuzii

Cardiologie

Curgerea sangelui si metabolism

Detectia tumorilor (cancer - metastaze)

PET Aplicatii

6/4/2015

19

PET Aplicatii

medicina nucleara

Documents