59

Cap. V. DISPOZITIVE DE DETECIE I DE OBINERE A

IMAGINILOR N ONCOLOGIA NUCLEAR

V.1. GAMMA CAMERA PET

ike Phelps i Ed Hoffman (101) construiesc primul tomoscintigraf medical clinic n 1974, alctuit din 48 de detectori de NaI(Tl). Peste 4 ani, n 1978, scintilatoarele

de NaI(Tl) sunt nlocuite cu cele din germanat de oxid de bismut (BGO). Blocurile detectoare propriu-zise apar mult mai trziu, n 1985; primul bloc detector coninea 32 de cristale n legtur cu 4 tuburi fotomultiplicatoare, deci cte 8 cristale pentru fiecare fotomultiplicator. Pentru ultimul tip de tomoscintigraf, un singur tub fotomultiplicator este n relaie cu 144 de cristale de scintilaie. Abia n 1991, Phelps prezint la Institute for Clinical PET prima imagine corp ntreg obinut cu 18F-FDG PET a unui pacient neoplazic. Primul PET clinic care a utilizat un scintilator din oxi-ortosilicat de luteiu (LSO) a fost utilizat la Max Planck Institute - Germany n 1999 (ndeosebi folosit pentru studii cerebrale, coninea aproximativ 120 000 de cristale, cu o rezoluie de aproximativ 2,5 mm FWHM - Full Width at Half Maximum).

Au trecut 30 de ani de la construirea primului tomoscintigraf, un timp scurt comparativ cu dezvoltarea altor tehnologii tiinifice. Iar n prezent se pot obine imagini moleculare graie acestor descoperiri, la care se adaug i progresele privind sinteza de noi radiofarmaceutice i construirea de ciclotroane medicale.

Principiul tomografiei prin emisie de pozitroni

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

M

foton 511 keV

anihilare Fig. 24. Anihilarea pozitron

- electron, rezultnd doi fotoni gama n coinciden (de direcii opuse, la 180) (205).

60

Pozitronul (electronul pozitiv) emis parcurge civa milimetri n esut, pierzn- du-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 nanosecunde), pe direcii opuse (la 180), avnd o energie de 511 keV fiecare (109) (fig. 24). 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 (143).

Aceast proprietate 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 este nregistrat cu ajutorul unui sistem de detectoare amplasat circular, n jurul pacientului.

Fig. 25. Dispunerea blocurilor detectoare sub forma unor coroane de detecie, ce delimiteaz un cilindru (202).

n afara acestor coincidene numite i adevrate (v. fig. 25), mai pot fi nregistrate i

o serie de coincidene false, care vor contribui la degradarea calitii imaginii (v. fig. 26). Aceste artefacte sunt direct proporionale cu lrgimea intervalului de timp utilizat pentru achiziie i cresc cu ptratul radioactivitii prezente n cmp (157).

Ele pot fi clasificate n trei tipuri majore: - accidentale sau ntmpltoare,

trei coroane de blocuri detectoare

coinciden adevrat

61

- difuzate, i - coincidene multiple, n care mai mult de doi fotoni ajung n coinciden.

Fig. 26. Tipuri de coincidene: ntmpltoare i difuzate (202).

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.

Fig. 27. a) Coroan de detecie format prin asocierea mai multor blocuri detectoare; b) Bloc detector (cristal i patru tuburi fotomultiplicatoare) (109).

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 (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. 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

coinciden ntmpltoare coinciden

difuzat

bloc detector

coroan de blocuri detectoare

a) b)

62

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 utilizeaz acelai principiu fizic de detecie a scintilaiilor ca i gamma camera clasic. Blocurile detectoare prin absorbia unui foton gamma de 511 keV au 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 (50).

Performanele PET Cu toat diversitatea, aparatele - dispozitivele utilizate n imagistica medical au trei

caracteristici comune: sensibilitatea, specificitatea i rezoluia. Prin sensibili tate 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. Specificitatea , n cazul la care ne referim, reprezint proprietatea sistemului imagistic de a furniza imagini caracteristice pentru diverse procese patologice. Rezolu ia 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. Timpul de via al tranziiilor

Fig. 28. Gamma camera: (a) PET Ecat EXACT HR, Siemens-CTI, echipat cu patru coroane de blocuri detectoare, centrul CERMEP, Lyon; (b) PET - ADAC Philips, Spitalul Tenon, Paris.

a) b)

63

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 t ipul cristalului de scintila ie . Majoritatea sistemelor PET au cristalul alctuit din germanat de oxid de bismut (BGO). Principalul avantaj al cristalului de BGO este densitatea, de 7,1 g/cm3, aproximativ de 2 ori mai mare dect a cristalului de NaI(Tl) (vezi i tabelul VII).

TABEL VII. Caracteristicile principalelor cristale utilizate n PET i TEDC (41)

Tipul cristalului de

scintilaie

Densitatea g/cm3

Rezoluia, n energie

(%)

Atenuarea liniar (cm-1)

Constanta de descretere

(nsec)

Randamentul luminos (relativ)

NaI(Tl) 3,67 10 0,34 230 100 BGO 7,13 16 0,95 300 22 LSO 7,40 12,4 0,86 40 75 GSO 6,70 8,9 0,70 60 20

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.

Dintre caracteristicele mai importante ale cristalului de scintilaie pentru aplicaiile PET, putem meniona: distana de atenuare, fracia fotoelectric, eficacitatea de detecie,

PET

coroan detectoare

semicerc detector 6 x 2D detectori TEDC

Fig. 29. Evoluia camerelor PET, de la gamma camera adaptat cu sistem de detecie n coinciden (CDET), la gamma camerele clasice, cu detectoare de tip hexagonal, semicilindrici sau de tip coroan (8).

64

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 de cristale: de florur de cesiu (CsF) i de germanat de oxid de bismut (BGO). Actualmente oxi-ortosilicatul de luteiu (LSO) i oxi-ortosilicatul de gadoliniu (GSO) sunt considerate cele mai performante (122, 190).

9 Indicele NEC 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:

NEC = Nv2 / (Nv + Nd + kNf)

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.

Exist dou grupuri de lucru mai cunoscute pe plan internaional: n SUA (SNM / NEMA), iar n Europa (IEC) (40). Cu excepia rezoluiei spaiale, ceilali parametri pot fi msurai utiliznd o fantom, adic un cilindru gol n interior care mimeaz fie un organ, fie ntregul organism. Dimensiunile fantomei depind de mrimea organului pe care doresc s-l simuleze. Grupul american a utilizat un cilindru cu diametrul exterior de 20 cm i 18,5 cm lungime. Umplut cu substan radioactiv (18F-FDG) cilindrul poate fi utilizat pentru msurarea sensibilitii, count - rate loss, precum i a coreciei de liniaritate. Prin umplerea tubilor liniari cu substan radioactiv se poate msura fracia de dispersie, iar prin folosirea cilindrilor se msoar corecia de atenuare.