Mulimodality Imaging PET-CT SPECT-CT

Transcript

Mulimodality Imaging
PET-CT
SPECT-CT
Luca Camoni
U.O. Medicina Nucleare ed imaging
molecolare
Spedali Civili di Brescia
F o ndegli
d a z Studi
i o n ediGBrescia
uido Ber
Università
Disclosure Slide
Il sottoscritto CAMONI LUCA
DICHIARA
 che, nell’esercizio delle funzioni di Relatore, NON E’ in alcun modo portatore di interessi
commerciali propri o di terzi; dichiara altresì che gli eventuali rapporti avuti negli ultimi due anni
con soggetti portatori di interessi commerciali non sono tali da permettere a tali soggetti di
influenzare le proprie funzioni al fine di trarne vantaggio;
 che negli ultimi due anni HA AVUTO i seguenti rapporti anche di finanziamento con soggetti
portatori di interessi commerciali in campo sanitario (aziende farmaceutiche, biomedicali e di
diagnostica):
1……………………………………………………………………………………………………………………
2……………………………………………………………………………………………………………………
3……………………………………………………………………………………………………………………
4……………………………………………………………………………………………………………………
5……………………………………………………………………………………………………………………
Multimodality Imaging
L’imaging multimodale è definito come un
imaging che integra due o più modalità
registrate nello spazio e nel tempo. [1,2]
1. 1. Hill DLG et al. Phys Med Biol
2001;46:R1–R45.
2. 2. Zitova B et al. Image and Vision Computing
2003;21:977– 1000.
• TOMOGRAFIA ASSIALE COMPUTERIZZATA (CT)
• RISONANZA MAGNETICA (MR)
• PET
• SPECT
• altro…
1) - Esami in serie, successivi tra loro (soggetti a
deformazione e cambiamento temporale)
- Esame singolo, integra le modalità in uno
scanner ibrido
…ultima decade
Hybrid Imaging
1996: primo prototipo SPECT/TC (Blankespoor et al)
1998: primo prototipo PET/TC (CTI PET Systems)
2001: primo tomografo PET/CT in commercio (GE
Discovery LS)
2004: primo tomografo SPECT/CT in commercio
(Siemens Symbia T2)
SPECT/CT risultati PubMed
600
500
400
Risult ati
300
200
100
0
anno
PET/CT risultati PubMed
3000
2500
2000
Risult at i
1500
Articoli
1000
500
0
anno
Linee guida per imaging ibrido?
J Nucl Med. 2006 May;47(5):885-95.
J Nucl Med. 2006 Jul;47(7):1227-34.
Protocol for CT imaging
La componete CT di un esame SPECT/PET/CT può essere effettuata
per: correzione dell’attenuazione (AC), correzione dell’attenuazione e
localizzazione anatomica (AC/AL) oppure ottimizzata come una CT
diagnostica.
Un’acquisizione AC/AL non deve essere necessariamente ottimizzata
come una CT diagnostica.
In alcune circostanze, vengono effettuate sia un’iniziale acquisizione
per AC/AL (prima dell’acquisizione SPECT/PET/CT) che una CT
diagnostica (dopo l’acquisizione SPECT/PET/CT). L’ottimizzazione della
tecnica CT usate per le SPECT/PET/CT è in continua evoluzione
a. Se la CT è acquisita a scopo AC/AL, è raccomandato l’uso di
bassi milliampere-secondi per diminuire la dose al paziente.
b. Per ottimizzare la CT diagnostica, sono raccomandati I settaggi
standard per I milliampere-secondi per ottimizzare la risoluzione
spaziale del sistema. La modulazione della corrente del tubo può
essere usata per diminuire la dose al paziente.
Protocol for CT imaging
- Correzione dell’attenuazione (AC),
- Correzione dell’attenuazione e localizzazione anatomica
(AC/AL)
- CT diagnostica ottimizzata.
Sequenza acquisizione  AC/AL – SPECT/PET – CT diagnostica
a. CT AC/AL, bassi mAs, minor dose
b. CT diagnostica, mAs standard, aumento dose
SPECT/CT
Modello
Approvato
CE,
anno
kV-Range
Symbia T2 Symbia T6 2005 2005 80,110,130 80,110,130
Symbia
T16 2007 BrightVi Discovery
Infinia
ew XCT NMCT 670 Hawkeye
4 2008 2009 2006 120
80,100,120, 120,140
80,110,130
140
mA-Range 30 to 240 20 to 345
5-80 1 - 2.5
20 to 345
10-440 mA.
Max mAs
75 Numero di
2 6 16 140, 1
16 4 strati
mm
spessore
Spessore 1 - 10 mm 1 - 18 mm 0.6-19.2
0.33- 2
0.625-10
5 mm strato, mm
mm mm
mm Velocità di 0.8-1.5 s 0.6-1.5 s 0.5-1.5 s 12 s (5
0.5-4 s 2 o 2.6
rotazione
rpm) rmp
(30s o
23s) Volume
168 cm
168 cm
186 cm No spiral
120 s
520 s max spirale
100 s 100 s 100 s mode
PET/CT
Nome del
prodotto
Optima PETCT Discovery PETCT Discovery
560 610 PETCT 710 approvazione
FDA, anno
2011 kV- range mA
Max mA at
Max mA at 120
120 kV is 440 kV is 440 mA mA numero di strati 8 or 16 Yes 16, 64, 128 spessore strato, 8 slice: 1.25, 0.625 mm
16 slice: 0.62 Yes 700 or 800
mA 16, 64, 128 0.625 copertura
20 mm
20 mm or 40 mm 40 mm
massima e
coverage (per coverage (per
coverage
tempo di spirale slice) slice) (per slice) PET/CT
Nome del
prodotto
Biograph Biograph
TruePoint mCT 16 PET_CT Biograph
mCT 20
Excel Biograph mCT
Flow 2012 2013 approvazione 2009 FDA, anno
2012 kV- range mA 80 - 130
kVP 20 345 mA 80 - 140 kVP 80 - 140
20 - 800 mA kVP 20 666 mA 70 - 140 kVP
20 - 666 mA numero di 16 strati
spessore 0.6-10 strato, mm
40, 64, 128 20 20, 40, 64 0.4-10 0.6-10 0.4-10 (40 64
slices), 0.6-10
(20 slices) copertura 190 cm
massima e 100 sec. tempo di
spirale
198 cm 80
sec. 87 cm 100
sec. 198 cm 100 sec. PET/CT
Nome del
prodotto
Ingenuity TF TruFlight
Select approvazione
FDA, anno
2010 2011 kV- range mA
80 - 140 kVp
20 - 665 mA 90-140 kVP
20 - 500 mA numero di strati 64 or 128 16 spessore strato, 0.5-12.5 mm
0.6-12 copertura
190 cm 100 sec. 190 cm 100
massima e tempo
sec. di spirale
PARAMETRI CT
QUALI SONO?
QUANTO LI CONOSCIAMO?
COME INFLUENZANO LA QUALITA’
DELL’IMMAGINE?
PARAMETRI CT
Funzionali alla qualità d’immagine
in termini di:
- RISOLUZIONE SPAZIALE
- RISOLUZIONE DI CONTRASTO
- RUMORE
RISOLUZIONE SPAZIALE
La capacità di distinguere come separati
due punti vicini tra loro.
RISOLUZIONE DI CONTRASTO
La capacità di discriminare due pixel
contigui che abbiano un differente livello
di grigio.
RUMORE
E’ un’alterazione presente nell’immagine
ed
è
visibile
come
disomogeneità-granulosità.
NUMERI CT
Sono espressi in Unità Hounsfield
e correlati al coefficiente di attenuazione
lineare μ dell’acqua
Numero TC = Kx
(μ tessuto – μ acqua)
μ acqua
costante K uguale a 1000
SCALA HOUNSFIELD
I numeri TC sono strettamente correlati alla
densità dei tessuti attraversati
Acqua
0 H.U.
Aria
-1000 H.U.
Tessuto adiposo
Tra –110 e –70 H.U.
Parenchimi
Tra +20 e +70 H.U.
Osso compatto
Tra +250 e +1000 H.U.
Rocca petrosa osso temporale
< +3000 H.U.
PARAMETRI CT
- Parametri di scansione
- Parametri di ricostruzione
- Parametri di visualizzazione
PARAMETRI CT
Parametri di esposizione
geometrici
Parametri
PARAMETRI CT
geometrici
Parametri
PARAMETRI CT
geometrici
kiloVolt
milliAmpere
Tempo scansione
Parametri
kiloVolt (kV)
Differenza di potenziale (kV) tra catodo ed anodo,
maggiore è l’energia del fascio X, maggiore è il suo
potere di penetrazione.
GE
kV
Philips
kVp
Siemens
kV
Toshiba
kV
Hitachi
kVp
kiloVolt (kV)
Campo di variazione della
tensione:
80 – 100 – 120 – 140 kV
- Densità ossea
- Doppia energia
- Elevato BMI
- Standard
- Pediatria
kiloVolt (kV)
kV:
potere penetrante fotoni
statistica di lettura
rumore
risoluzione di contrasto
dose
Yu et al. Radiographics 2011; 31(3):835-48.
120 kV 80 kV CTDIvol=5.18 mGy
CTDIvol=3.98 mGy
Risoluzione di contrasto
Rumore
Tempo di scansione (s)
Tempo necessario affichè il sistema
tubo-detettori compia un movimento
sull’orbita circolare di 360° attorno al
paziente (secondi)
Radiologia 0,2 – 1s
Medicina Nucleare 0,3 – 30s
T. scansione:
artefatti da movimento
durata dell’indagine
fotoni rilevati dai
detettori
rumorosità dell’immagine
CT DIAGNOSTICA
Tempi < per strutture sensibili al
movimento, quali possono essere gli
atti respiratori ed i battiti cardiaci
Tempi > per strutture non mobili quali
ad esempio rachide ed encefalo
milliAmpere (mA)
Numero di fotoni X che costituiscono il fascio
GE
mA
Philips
mA*
Siemens
mA*
Toshiba
mA
Hitachi
mA
* I soli mA non
sono modificabili
direttamente da
interfaccia utente,
ma attraverso altri
settaggi.
milliAmpere (mA)
mA:
numero fotoni emessi
statistica di lettura
rumore
dose
risoluzione di
contrasto
milliAmpere (mAs)
La variazione dei mA, in rapporto a
qualità dell’immagine ed a dose al
paziente, è correlata al tempo di
rotazione tubo rad.-dettetori (mAs)
Es. 200 mA x 0.5 s = 100 mAs
milliAmpere (mAs)
Diminuendo mAs ½ 
Aumento mAs fattore 4 
rumore 41%
rumore fattore 2
milliAmpere (mAs)
http://www.oucom.ohiou.edu/ou-microct/Downloads/Tradeoffs_in_CT_Image_Quality_and_Dose_9794-13379.pdf
milliAmpere (mAs)
SD + 40%
http://www.oucom.ohiou.edu/ou-microct/Downloads/Tradeoffs_in_CT_Image_Quality_and_Dose_9794-13379.pdf
milliAmpere (mAs)
5mm slice - 60 mAs
5mm slice - 340 mAs
milliAmpere (mAs)
GE
termine non usato
Philips
mAs
Siemens
mAs
Toshiba
mAs
Hitachi
termine non usato
milliAmpere (mAs)
controllo automatico mA
http://www.medscape.com/viewarticle/572551_6
http://www.impactscan.org/rsna2002.htm
milliAmpere (mAs)
controllo automatico mA
Sector-1
Sector-2
Sector-4
Sector-3
http://www.mghradrounds.org
PARAMETRI CT
Parametri geometrici
PARAMETRI CT
PARAMETRI CT
Acquisizione
Campo di
Spessore strato
Pitch factor
Campo di acquisizione
Field of view (FOV)
Distinto in:
- Campo di scansione (Scanned Field Of View SFOV)
- Campo di vista visualizzato/ricostruito (Displayed
Field of View - DFOV)
Field of view (FOV)
Field of view (FOV)
Scanned Field of view (SFOV)
GE
Scan Field Of View (SFOV, cm)
Philips
Pre-impostato nel protocollo,
non modificabile da TSRM
Siemens
Pre-impostato nel protocollo,
non modificabile da TSRM
Toshiba
Calibrated Field of View(CFOV)
Hitachi
Scan Field Of View (SFOV, mm)
Pixel (mm)= DFOV/matrice
PET/CT NEURO
CT
Matrice  512x512
SFOV  70cm
250 (DFOV mm) / 512 (matrice) = 0,49 mm
(dimensione assiale pixel)
CT 3 piani= voxel, sull’asse Z è determinato
dallo spessore strato
ISOCENTRO
L’isocentro nell’imaging
CT è definito come il
centro dell’apertura del
gantry
Intersezione laser X,Y
Ogni struttura anatomica
in studio deve essere
centrata in base ad esso.
ISOCENTRO
Influenza il rumore dell’immagine?
Dose eccessiva
Filtro bowtie
ERRORE DI
CENTRATURA
Dose troppo bassa
Parte più spessa del paziente interseca con
la parte più spessa del filtro bowtie
EANM Technologist guideline PET/CT part 1
20cm
ISOCENTRO
Riduzione
percentuale
effettiva mA
90%
Aumenta la
dose al seno
50%
0%
1
Fan angle
Rumore in forma di “striature” solo nella parte
inferiore dell’immagine a causa dell’errata
centratura e conseguente bassa dose nel distretto
ISOCENTRO
Elevato 4 cm
Centrato
4 cm
6 cm
SD
6.47
8.40
9.22
30 x 21.5 cm poly phantom
Axial images scanned at 120 kv, 200 mA, 2.5mm, 1 sec
La centratura del
paziente incide
significativamente
sul rumore
>rumore%
0%
30%
43%
incremento mA
0%
68%
100%
Centrato
Elevato 6 cm
E’ come se gettassimo via metà della
potenza del tubo radiogeno
Spessore strato
Collimazione
Collimazione primaria
Collima lo spessore del fascio di raggi X all’uscita dal tubo
radiogeno.
Determina lo spessore del fascio e pertanto la collimazione
di strato
Lo spessore dello strato può essere uguale o superiore alla
collimazione ma non inferiore
Spessore strato
Collimazione
Collimazione secondaria
Collima lo spessore del fascio di raggi X dopo
l’attraversamento del paziente e prima dell’ingresso nel
detettore
Scopo: limitare lo scatter proveniente dal paziente.
Spessore strato
spessore =
risoluzione spaziale
statistica lettura
rumore
compenso con mA
Spessore strato
120 Kv 250 mA S.10mm 2.0s
120 Kv 250 mA S.1mm 2.0s
Leprotti, web.unife.it/facolta/medicina/
Spessore strato
GE
Thickness (mm)
Philips
Thickness (mm)
Siemens
Slice (mm)
Toshiba
Image Thickness
Hitachi
Slice Thickness
Pitch factor
TC spirale
http://kabayim.com/
«spirale» dovuta alla
rotazione continua del
complesso tubo
radiogeno-detettori (TR-D),
associata all’avanzamento
automatico a velocità
costante del lettino
porta-paziente
Pitch factor
Pitch CT spirale monostrato:
rapporto tra lo spostamento del lettino (mm) e la
collimazione (mm)
Spostamento lettino
7.5
=
Collimazione
= 1.5
5
(spostamento lettino durante singola rotaz. completa TR-D)
Pitch factor
Pitch CT spirale multistato (MSCT):
rapporto tra lo spostamento del lettino (mm) e la
collimazione (mm) moltiplicata per numero strati
GECH Discovery D690
Spostamento lettino
39,36
=
Collimazione * n°strati
= 0.984
0.625 x 64
Pitch ottimizzato per MSCT = 1
Pitch factor
GE
Pitch
Philips
Pitch
Siemens
Pitch
Toshiba
CT Pitch Factor
Hitachi
Pitch
Pitch factor
Pitch:
Pitch 1
Pitch 1.5
Pitch 2
tempo esame
rumore
dose
risoluzione di contrasto
Artefatti CT
Artefatti CT
Effetto volume parziale
Si presenta quando due o più tessuti di diversa densità sono
contenuti nello stesso voxel, risultato: l’algortimo di ricostruzione
fornisce un valore di densità pari al valore medio della densità
contenuta nel voxel.
Cause:
l’utilizzo in acquisizione di uno spessore di strato superiore alle
dimensione del tessuto/lesione/particolare stesso
Soluzione:
ridurre lo spessore di strato
Artefatti CT
Effetto volume parziale
Artefatti CT
Artefatti metallici
Causa:
presenza di metalli all’interno della struttura anatomica in esame.
I metalli per la loro elevata densità assorbono in maniera elevata il
fascio X generando il tipico artefatto con delle linee che si irradiano
dalla struttura metallica.
Soluzioni:
eliminare la presenza di metalli (protesi mobili, forcine etc) quando
possibile acquisire o posizionare secondo piani tali da escludere la
struttura ad elevata densità.
Nuovi algoritmi di ricostruzione.
Artefatti CT
Artefatti metallici
Artefatti CT
Artefatti ad anello
Causa:
malfunzionamento dei detettori, se il questo riguarda un solo
detettore nell’immagine si presenta un anello artefattuale, mentre se il
malfunzionamento coinvolge più detettori, si presentano più anelli
generando la tipica immagine a bersaglio
Soluzione:
calibrazioni periodiche dell’apparecchio
Artefatti CT
Out of field of view / Shading
Le strutture anatomiche esterne al campo di acquisizione
contribuiscono all’attenuazione del fascio, ma la loro densità
viene attribuita alle strutture contenute nel campo
Causa:
utilizzo di un campo di acquisizione troppo piccolo rispetto
alla struttura anatomica in esame, errato posizionamento del
paziente.
Soluzione:
utilizzo di un campo di acquisizione adeguato alla struttura
anatomica in esame.
Corretto posizionamento del paziente
Artefatti CT
Artefatti da movimento
Causa:
Determinato dal movimento del paziente o, nelle indagini toraco
-addominali, da movimenti conseguenti all’attività cardio-respiratoria
Soluzione:
Ridurre il tempo di acquisizione, negli apparecchi di recente
costruzione l’influenza di questo artefatto è limitata grazie alla
possibilità di limitare i tempi di acquisizione
Artefatti CT
Artefatti da movimento
Artefatti CT
Artefatti da striature
Cause:
movimento, errore nei dati acquisiti, ma principalmente
sottocampionamento dei fotoni. Il sottocampionamento può dare
striature che sono generalmente originate da oggetti ad alta densità
caratterizzati profili netti.
Soluzione:
Aumento kV o mA, nuovi algoritmi di ricostruzione
Artefatti CT
Artefatti da indurimento del fascio (beam-hardening)
Cause:
il fascio attraversando il paziente subisce un’attenuazione nella
sua componente ad energia inferiore con conseguente aumento
dell’energia media del fascio (indurimento), dando così luogo, in
prossimità di aree di alta densità (osso), contigue a zone con
densità parenchimale, ad un artefatto lineare di bassa densità (HU
aria) che origina dal tessuto osseo.
Soluzione:
Correzione attraverso filtri ed algoritmi.
Linee guida in collaborazione
con società radiologiche
SNMMI/ASNC/SCCT Guideline for
cardiac SPECT/CT and PET/CT 1.0
Tre tipologie di CT sono usate per l’imaging ibrido:
1) correzione per l’attenuazione (AC), senza MDC, non-gated, a
respiro libero continuo (5 mm slice thickness);
2) calcium scoring delle coronarie (CAC), senza MDC, gated,
trattenendo il respiro (2- 3 mm slice thickness);
3) angio-CT (CTA) per visualizzare le coronarie con MDC,
gating, trattenendo il respiro (0.5-0.75 mm slice thickness).
1) Correzione per l’attenuazione (AC)
Parametro CT
Collimazione dello
strato
La collimazione deve essere approssimativamente quella dell'imaging
emissivo (es. 4-5 mm)
Una rotazione lenta del sistema tubo radiogeno-detettore aiuta ad avere
Velocità di rotazione l'effetto sfocatura dovuto al movimento del ventricolo e creare un’immagine
che sia una media tra sistole e diastole (es. 1 s o maggiore)
Pitch
tendenzialmente alto (es. 1:1)
Gating ECG
Non consigliato
Potenziale-Kv
80-140 kV dipende da indicazioni del costruttore dell’apparecchiatuta
Corrente-mA
essendo acquisito solo per la AC, è preferita una corrente bassa (10-20 mA)
Istruzioni per il respiro
Respiro libero continuo
Ricostruzione immagini
Lo spessore di strato ricostrito deve essere approssimativamente quella
dell'imaging emissivo (es. 4-5 mm)
2) Calcium scoring coronarie (CAC)
L’esame prevede l’acquisizione assiale/volumetrica con
trigger ECG prospettivo preimpostato al 65-80% del ciclo
cardiaco (step-and-shoot - generalmente 4 cicli) dopo
inspirio e apnea del paziente; successivamente ricostruita
a 2,5-3 mm.
Bassi kV
L’esame prevede l’acquisizione assiale con trigger ECG
prospettivo preimpostato al 65-80% del ciclo cardiaco
(intervallo R-R) dopo inspirio e apnea del paziente;
successivamente ricostruita a 2,5-3 mm.
http://www.nhlbi.nih.gov/health/health-topics/topics/cscan
Diastole
Sistole
L’uso della CAC come AC deve essere ancora approfondito.
La CT-CAC è infatti un’immagine ottenuta a termine diastole,
tipicamente mentre il paziente trattiene l’aria dopo inspirio.
Non corrisponde adeguatamente alla MPI, che è un’immagine
media del ciclo cardiaco ottenuto con respiro libero continuo.
3) Angio-CT (CTA)
1^ MPI
preferibile sforzo farmacologico con vasodilatatori
per non aumentare i bpm (dipiridamolo)
2^ CTA
Accesso venoso in fossa antecubitale, per iniettare rapidamente
il MDC (>300mgI/mL) a 4-7 mL/min, totale 50-120 mL di MDC
Somministrazione β -bloccanti
(per portare battiti a 50-65 bpm)
Nitroglicerina (0,4 mg sublinguali o 1 spray)
per incrementare la possibilità di visualizzazione delle coronarie
di piccolo calibro
3) Angio-CT(CTA)
Paziente supino. Braccia sopra testa. Aquisizione scout torace
CT a singolo strato a 2 cm sopra l’orgine dell’aorta
ascendente, 1 immagine ogni 1-2 s
http://www.pted.org/?id=chestradiograph3
3) Angio-CT(CTA)
L’arrivo del MDC in aorta ascendente è temporizzato per
mezzo delle tecniche:
timing bolus
bolus tracking
3) Angio-CT(CTA)
Timing bolus
Consiste in una prima
iniezione con una quantità
limitata di MDC (10-20 mL di
MDC a 4-6 mL/s + 20mL
fisiologica) con lo scopo di
calcolare il timing
necessario all’opacizzazione
del vaso e iniettare il volume
necessario di MDC per
ottenere un’immagine
diagnostica.
3) Angio-CT(CTA)
Bolus tracking
- Scansione a livello dell’aorta
ascendente;
- Posizionare un campo di lettura
(roi) a livello dell’aorta ascendente;
- Stabilire un valore di densità (es
100HU) raggiunto il quale partirà
l’acquisizione
Iniezione di 4-7 mL/min, totale 50-120 mL di MDC
(dipende da durata scansione), seguiti da un’apnea
dopo inspirio, con somministrazione di 40 mL di
soluzione salina.
3) Angio-CT(CTA)
ELABORAZIONE MPI-CTA,
COREGISTRAZIONE …
3) Angio-CT(CTA)
…e la risonanza
magnetica?
Grazie per
l’attenzione

Mulimodality Imaging PET-CT SPECT-CT

Transcript

Documenti analoghi

Letigen Pet - Ecopassaparola

Pet-TC Richiesta

RICHIESTA DI ESAME PET ONCOLOGICO CON 18F FDG

Circolare Corsi Inglese Personale scuola a.s. 16

Modulo richiesta esami PET - Azienda Ospedaliera Ospedali Riuniti

Circ. 94 - Corsi PET- Gruppi e calendario

Link: http://ilcorrieredelweb.blogspot.it/07/a-cuccia-si- ma

Leggi qui informazioni su PET/TC

Scarica - ipsaameloni

spect-pet spect-pet