Tomografia computerizata cu emisie de pozitroni (PET)

Tomografia computerizata cu emisie de pozitroni (PET)

Posibilitatea investigatiilor imagistice cu ajutorul emisiei de fotoni de `nalt energie produsi prin anihilarea pozitronilor emisi de anumiti izotopi a fost demonstrat de aproape 50 de ani. Dezvoltarea tehnologiei detectorilor, precum si a algoritmilor de reconstructie de imagini, au determinat ca la sfarsitul anilor '80 PET s devin un instrument puternic `n diagnosticul medical si pentru studiul dinamic al metabolismului. Sensibilitatea mult mai mare (de milioane de ori) ca `n cazul RMN (Figura 8.21) a fcut ca PET s fie de ne`nlocuit `n studiul neuroreceptorilor din creier si al altor tesuturi, mai ales pentru concentratii nanomolare.

Aplicatiile clinice includ tumori ale creierului, plmani, sani, tractul inferior gastrointestinal, bolile Alzheimer, Parkinson, epilepsie, boli arteriale coronariene s.a.

Substantele de contrast, `n cazul PET, sunt molecule biologice care contin izotopi emittori de pozitroni, cum sunt <sup>11</sup>C, <sup>13</sup>N, <sup>18</sup>F, <sup>15</sup>O. Acestea se acumuleaz `n cateva minute `n tesuturi pentru care exist afinitate: de exemplu glucoza marcat cu <sup>11</sup>C sau <sup>18</sup>F se adun `n creier, unde este folosit ca surs de energie. Radioizotopul emite pozitroni, astfel: un proton nuclear se transform `ntr-un pozitron si un neutron. Pozitronul se combin rapid cu un electron (anihilare), energia implicat fiind de 1,022 MeV. Aceast energie se `mparte egal pentru doi fotoni emisi `n directii opuse, detectati de o arie de detectori care `nconjoar pacientul (Figura 8.22).

Figura 8.21 Malformatie arteriovenoas. PET indic metabolism deficitar al glucozei

Principiul codificrii spatiale `n PET este urmtorul: cand se `nregistreaz simultan doi fotoni de ctre o pereche de detectori, anihilarea care i-a produs a avut loc pe dreapta ce uneste cei doi detectori. Dup cca. 100.000 de procese de anihilare se poate determina distributia traseelor cu emisie de pozitroni, prin reconstructie tomografic 2D sau 3D.

Detectia fotonilor rezultati se face folosind un cristal, care transform fotonii de `nalt energie `n lumin vizibil. Un fotomultiplicator produce un puls de curent electric, proportional cu numrul de fotoni luminosi. Sensibilitatea global a cii de imagine fiind proportional cu ptratul eficientei detectorului, rezult c aceasta din urm trebuie s fie de aproape 100%.

Camerele PET moderne contin un numr de 15.47 straturi transaxiale (Figura 8.23). Ecranul de plumb previne efecte parazite datorate pacientului iar firele de Tungsten elimin fotonii rezultati din efectul Compton de `mprstiere `n pacient. Datele sunt culese `n planuri transversale.

Figura 8.22 Principiul fizic al PET

Figura 8.23 Detector PET multistrat

Rezolutia PET. Elementele care afecteaz rezolutia spatial a PET sunt prezentate `n Figura 8.24. Un prim factor este mrimea detectorului. De exemplu, pentru un bloc de cristale de scintilatie tip BGO scderea rezolutiei este de 2,2 mm. Exist o necoliniaritate `ntre directiile fotonilor de anihilare, care duce la micsorarea rezolutiei, proportional cu mrimea inelului detector. Un alt element este distanta dintre punctul de emisie al pozitronului si cel de anihilare. Rezolutia obtinut depinde de tipul radionucleului. Pentru ¹⁸F, rezolutia msurat la nivelul imaginii reconstruite este de 2,6 mm.

Rezolutia temporal a PET este de 10 ns. Dac dou anihilri au loc `n acest timp, efectul este cresterea activittii de fond (parazit) a tomografului. Pentru o pereche de cristale rata evenimentelor aleatoare creste cu ptratul activittii individuale.

Reconstructia tomografic

Formarea imaginilor PET este precedat de corectii, la nivelul fiecrei raze proiectate, ale eficientei cristalului, atenurii si eficientei aleatoare. ~n plus, este necesar etalonarea detectorului fr prezenta pacientului. ~n faza de lucru pacientul este injectat cu izotop, apoi se msoar rata evenimentelor aleatoare, care se scade din rata de emisie. Diferenta se `mparte la factorul de atenuare si la eficienta detectorului.

Rezultatul se reconstruieste, de obicei folosind aceiasi algoritmi ca `n cazul tomografiei cu raze X sau cu RMI, adic, de exemplu, prin transformata Fourier filtrat. Imaginea obtinut, I, are forma

,

unde PI este operatorul proiectiei inverse, F este transformata Fourier, FTS este functia filtrului trece-sus iar P este matricea proiectiei.

Figura 8.24 Elemente care determin rezolutia PET Figura 8.25 Proprietti statistice

Proprietti statistice ale PET

Pentru estimarea corect a concentratiei de fotoni, deci pentru o imagine de calitate, trebuie achizitionate suficiente date. Datele disponibile depind de sensibilitatea sistemului, doza de izotopi injectat si de acumularea biomedical a acestora. Erorile de reconstructie au ca efect cresterea zgomotului cu un factor proportional cu radicalul numrului de pixeli din imagine.

Formula care modeleaz statistic reconstructia imaginii este

.

Cerintele de ordin statistic sunt legate direct de rezolutia spatial (Figura 8.25). Pentru o precizie (sau echivalent raport semnal/zgomot) dat si pentru o distributie uniform, numrul de evenimente cerut este liniar cresctor cu numrul de pixeli efectivi. Rezolutia efectiv este egal cu numrul de pixeli ocupati, ponderat cu activitatea aferent fiecrui pixel.