Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Anno Accademico 2006-2007
Corso di Laurea in Tecniche Sanitarie di Radiologia Medica
per Immagini e Radioterapia
FISICA delle APPARECCHIATURE per
MEDICINA NUCLEARE
(lezione II)
Marta Ruspa
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Gammacamera: componente diffusa
Poca energia ceduta
all’elettrone, fotone
poco deflesso
Massima energia
ceduta
all’elettrone,
fotone diffuso
all’indietro
 Da dove viene la radiazione diffusa?
Dal paziente, se lasciata passare dal collimatore, dallo scintillatore
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Gammacamera: collimatore
Tuttavia….il collimatore non e’ perfetto:
1.
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
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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)
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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)
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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.
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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
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Gammacamera: spessore del cristallo
Con lo spessore aumenta l’efficienza (aumenta la quantita’ di fotoni
misurabili) e diminuisce la risoluzione (aumenta l’assorbimento della
luce di scintillazione)
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Gammacamera: risoluzione spaziale
 La risoluzione spaziale della gammacamera dipende
 La
risoluzione
spazial
- dalla
risoluzione
geometrica del collimatore
- dalla risoluzione intrinseca del rivelatore
- dal numero di fotomoltiplicatori
- dall’ottimizzazione degli algoritmi di ricostruzione delle posizioni
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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
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di V
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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
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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
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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
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Immagini planari
Contributi dell’attivita’
sopra e sotto il piano
rappresentato
Limite intrinseco
dell’imaging planare
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Immagini tomografiche: SPECT
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Caratteristiche dei sistemi SPECT
Numero e geometria delle testate
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Caratteristiche dei sistemi SPECT
Orbita del gantry e modi di rotazione
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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)
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Ricostruzione nei sistemi SPECT
Attivita’ condensata in un bin
Retroproiettata ad ogni angolo
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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
…
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Fisica nella medicina nucleare
diagnostica
- tecniche con fotone singolo
 tecniche con emettitori β+
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Positron Emission Computer Tomography
Tomografia Computerizzata ad Emissione di Positroni
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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.
Si annichila con l’elettrone, producendo due fotoni


e e γ γ
Se l’annichilazione avviene a riposo:
• i due  sono emessi in direzioni
opposte
E=m·c2
• E = me·c2 = 511 keV
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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.
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
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della risoluzione spaziale
Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
Radioisotopi emettitori di positroni
Isotopi di bio-elementi!
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
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processi biochimici.
Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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.
18F
T1/2=109,8 min
Studio del metabolismo dello
zucchero.
Aumentato utilizzo in
cellule tumorali.
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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.
4
5
6
7
Rivelatore 8
3
2
9
P
Rivelatore 1
14
10
13 12
11
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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 .
Struttura circolare
Anello circolare di rivelatori.
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Fisica delle Macchine per Medicina Nucleare, lez. IV
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.
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