{"id":20556,"date":"2024-04-04T19:20:33","date_gmt":"2024-04-04T17:20:33","guid":{"rendered":"https:\/\/www.bmscience.net\/blog\/?p=20556"},"modified":"2024-04-04T19:20:33","modified_gmt":"2024-04-04T17:20:33","slug":"funzionamento-della-pet","status":"publish","type":"post","link":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/funzionamento-della-pet\/","title":{"rendered":"Funzionamento della PET"},"content":{"rendered":"\n

Come descritto nel precedente articolo<\/a> in cui si \u00e8 parlato dei principi fisici della PET, attraverso la rilevazione della posizione dell’interazione dei due fotoni di annichilazione<\/strong>, \u00e8 possibile definire una linea, chiamata linea di risposta<\/strong> o LOR<\/strong>. Si suppone che la posizione dell’evento di annichilazione si verifichi lungo questa linea. Il problema \u00e8 quindi riconoscere una coppia di fotoni come generati dallo stesso processo di annichilazione. Ci\u00f2 pu\u00f2 essere fatto sfruttando le informazioni fornite dal tempo di arrivo di un \u03b3-ray nel rivelatore. I due fotoni vengono generati simultaneamente e quindi, trascurando il ritardo che pu\u00f2 verificarsi a causa di una differenza di distanza dal punto di annichilazione ai due rivelatori e considerando che viaggiano alla velocit\u00e0 della luce, vengono rilevati contemporaneamente.<\/p>\n\n\n

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Chiamiamo rivelazione di coincidenza<\/strong> il processo di selezione della coppia di \u03b3-ray di annichilazione utilizzando le informazioni sull’orario di arrivo. L’evento associato all’occorrenza di una rivelazione di coincidenza di due fotoni \u00e8 chiamato evento di coincidenza<\/strong>, mentre in un singolo evento, viene rilevato solo un \u03b3-ray. Per questo motivo, la determinazione del momento in cui un fotone ha colpito un rivelatore \u00e8 un passaggio critico nel processo di rivelazione PET. Dopo aver ottenuto queste informazioni, il tempo di tutti gli eventi rilevati pu\u00f2 essere confrontato per determinare quali sono arrivati abbastanza vicini nel tempo da essere identificati come una coppia di annichilazione.<\/p>\n\n\n\n

La capacit\u00e0 di una coppia di rivelatori di determinare la differenza di tempo di arrivo dei fotoni di annichilazione \u00e8 nota come risoluzione temporale<\/strong> ed \u00e8 tipicamente nell’intervallo da poche centinaia di picosecondi a pochi nanosecondi. La differenza massima di tempo per una coppia di fotoni rilevati da identificare come un evento di coincidenza \u00e8 chiamata finestra temporale<\/strong> o \u03c4. Per evitare di perdere eventi di coincidenza, la finestra temporale \u00e8 di solito pi\u00f9 grande di due volte la risoluzione temporale (ad esempio, 2-3 ns utilizzando LSO: Lutetium oxyorthosilicate<\/strong><\/em>).<\/p>\n\n\n

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\n\t\t\t\n\t\t\tIndice dei contenuti<\/span>\n\t\t\t<\/div>
  1. Sistema di acquisizione dati<\/a><\/li>
  2. La geometria di un sistema PET<\/a><\/li>
  3. Da PET 2D a PET 3D<\/a><\/li>
  4. Questioni sulla risoluzione spaziale: Limitazioni fisiche ed aspetti tecnologici<\/a><\/li>
  5. Il rumore negli eventi PET<\/a><\/li><\/ol><\/div>

    <\/span>Sistema di acquisizione dati<\/span><\/h2>\n\n\n
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    Rappresentazione schematica dell’elettronica di acquisizione dati di un sistema PET semplificato composto solo da una coppia di rivelatori.<\/figcaption><\/figure>\n<\/div>\n\n\n

    Nella sua forma pi\u00f9 semplice, un sistema di acquisizione dati PET ha una struttura a due rami: un circuito di temporizzazione<\/strong> fornisce le informazioni di coincidenza e consente di acquisire i dati sui rivelatori coinvolti, mentre un circuito di raccolta dati <\/strong>converte i segnali di posizione ed energia in valori digitali.
    L’immagine a sinistra illustra l’acquisizione dati PET per un sistema a due rivelatori semplificato. Lungo il ramo di temporizzazione, il segnale del tubo fotomoltiplicatore passa attraverso un amplificatore veloce (per preservare le informazioni temporali) ed entra in un discriminatore che produce un segnale digitale quando viene rilevato un \u03b3-ray con energia rilasciata sufficiente. La larghezza del segnale digitale generato \u00e8 impostata per essere uguale alla finestra temporale \u03c4.<\/p>\n\n\n\n

    Per migliorare la risoluzione temporale, viene utilizzato un discriminatore a frazione costante <\/strong>(CFD). Il CFD \u00e8 un dispositivo che produce un timestamp <\/em>quando il segnale raggiunge una frazione del suo massimo (anzich\u00e9 un valore di ampiezza fisso come nei discriminatori temporali standard), evitando cos\u00ec errori sistematici di misurazione del tempo (chiamati time walk<\/em>) quando segnali di ampiezze diverse vengono elaborati.<\/p>\n\n\n\n

    Gli impulsi di temporizzazione vengono alimentati in un circuito di coincidenza che, attraverso una serie di porte logiche (una semplice porta AND nel caso di un sistema a due rivelatori), identifica coppie di segnali che presentano una certa sovrapposizione temporale (coincidenza temporale). In questo modo, una coincidenza viene accettata quando la differenza di tempo \u00e8 compresa tra -\u03c4 e +\u03c4. Pertanto, la finestra effettiva di coincidenza temporale \u00e8 effettivamente di 2\u03c4.<\/p>\n\n\n\n

    La rilevazione di un evento di coincidenza consente l’acquisizione di segnali di energia e posizione solo dei blocchi coinvolti, lungo l’altro ramo. L’estensione di questo concetto a un sistema a pi\u00f9 rivelatori pu\u00f2 essere ottenuta implementando un circuito di coincidenza pi\u00f9 complesso.<\/p>\n\n\n

    \"\"<\/a><\/div>\n\n\n

    <\/span>La geometria di un sistema PET<\/span><\/h2>\n\n\n
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    Rappresentazione schematica di un anello PET. Sono disegnate diverse LOR (Linee di Risposta) coinvolgenti due singoli rivelatori. Ad esempio, il rivelatore 1 \u00e8 in coincidenza con tutti i rivelatori nell’arco 1. Il campo visivo completo (visualizzato in grigio scuro) \u00e8 dato dall’intersezione di tutti gli archi.<\/figcaption><\/figure>\n<\/div>\n\n\n

    I rivelatori PET sono solitamente posizionati intorno all’oggetto in studio nella cosiddetta geometria ad anello<\/strong>. In questo modo, viene raccolto un insieme completo di integrali di linea definite dalle possibili linee di risposta (acquisizione tomografica<\/strong>), campionando quindi l’oggetto lungo le coordinate spaziali e angolari.<\/p>\n\n\n\n

    Ogni rivelatore pu\u00f2 accettare una coincidenza con qualsiasi rivelatore appartenente ad un arco opposto di rivelatori, definendo cos\u00ec una sorta di cuneo. L’intersezione di tutti i cunei \u00e8 un cerchio centrato sull’asse dello scanner che rappresenta il campo visivo<\/strong> (FOV<\/strong>) del sistema PET. Quindi, un PET a singolo anello \u00e8 in grado di fornire immagini di sezioni dell’oggetto con un’estensione assiale pari alla dimensione del rivelatore lungo l’asse dell’anello.<\/p>\n\n\n\n

    Per aumentare le dimensioni del FOV lungo le direzioni assiali, i moderni sistemi PET presentano pi\u00f9 anelli (geometria multi-anello<\/strong>) con un’estensione assiale tipica di 15-20 cm.<\/p>\n\n\n\n

    <\/span>Da PET 2D a PET 3D<\/span><\/h2>\n\n\n\n

    I sistemi PET multi-anello sono classificati in due categorie: scanner 2D e 3D. Nella PET 2D, le coincidenze tra rivelatori appartenenti a due anelli diversi non sono consentite. Questa semplificazione rende il processo di ricostruzione dell’immagine pi\u00f9 semplice. Inoltre, ogni anello \u00e8 fisicamente separato dall’anello adiacente con un settore realizzato in un materiale ad alto numero atomico, al fine di limitare il numero di singoli eventi che raggiungono un singolo rivelatore.<\/p>\n\n\n\n

    L’avvento di algoritmi di ricostruzione pi\u00f9 avanzati e hardware pi\u00f9 potenti ha reso possibili gli scanner PET 3D<\/strong>, in cui le coincidenze tra anelli adiacenti vengono anche registrate. Il principale vantaggio della modalit\u00e0 3D rispetto alla PET 2D \u00e8 la maggiore sensibilit\u00e0 del sistema con un aumento massimo del numero di anelli. Ad oggi, tutti i sistemi PET clinici presentano la modalit\u00e0 3D come impostazione predefinita.<\/p>\n\n\n

    \"\"<\/a><\/div>\n\n\n

    <\/span>Questioni sulla risoluzione spaziale: Limitazioni fisiche ed aspetti tecnologici<\/span><\/h2>\n\n\n\n

    La fisica del decadimento \u03b2+<\/sup> e la conseguente annichilazione positrone-elettrone rappresentano le prime limitazioni nella risoluzione spaziale della tecnica PET. Infatti, la portata media <\/strong>(nell’acqua o in altri materiali equivalenti al tessuto) dei positroni emessi dalla maggior parte dei radionuclidi PET \u00e8 di circa 1-2 mm. Oltre alla portata del positrone, la non collinearit\u00e0<\/strong> influisce anche sulla risoluzione spaziale di un sistema PET. Supponendo che la misurazione PET venga eseguita con un anello di rivelatori di diametro D, l’effetto sulla risoluzione spaziale PET pu\u00f2 essere espresso dalla formula empirica:<\/p>\n\n\n\n

    FWHM = 0.0022 x D<\/strong><\/p>\n\n\n

    \"\"<\/a><\/div>\n\n\n

    La migliore risoluzione spaziale ottenibile \u00e8 limitata anche da altri fattori legati al processo di rivelazione e alla tecnologia in uso. In generale, la risoluzione spaziale di un sistema PET non \u00e8 costante lungo l’intero campo visivo (FOV). Questo fatto \u00e8 legato alla geometria di un sistema PET che non campiona tutte le linee di volo allo stesso modo.<\/p>\n\n\n\n

    La degradazione della risoluzione spaziale<\/strong> \u00e8 essenzialmente dovuta all’incertezza nella determinazione della linea di volo (LOF) che dipende da fattori legati sia alla geometria del rivelatore sia alla fisica del processo di rivelazione. Quando viene rilevata una coincidenza, una coppia di cristalli definisce la LOR. A causa delle dimensioni finite dei rivelatori, la LOR non \u00e8 effettivamente una linea ma una regione dove l’annichilazione ha una certa probabilit\u00e0 non nulla di essere avvenuta. Questa probabilit\u00e0 \u00e8 descritta da una funzione di risposta alla coincidenza.<\/p>\n\n\n\n

    Per una coppia di elementi di cristallo, la FWHM della funzione di risposta alla coincidenza nel piano mediano tra i rivelatori \u00e8 uguale alla met\u00e0 delle dimensioni del cristallo (d) lungo la stessa direzione e peggiora avvicinandosi a uno dei due rivelatori. Quindi, il contributo (in termini di FWHM) alla risoluzione spaziale dovuto alle dimensioni finite del cristallo \u00e8 minimo al centro del FOV ed \u00e8 pari a d\/2. Quando i cristalli in una matrice sono separati da un materiale riflettente di spessore non trascurabile, il valore d \u00e8 effettivamente il passo del cristallo, cio\u00e8 la distanza tra i centri degli elementi di cristallo adiacenti. Poich\u00e9 i cristalli che definiscono la LOR non sono allineati, lo spessore finito dei cristalli entra in gioco, poich\u00e9 tipicamente nessuna informazione sulla profondit\u00e0 di interazione (DOI) viene fornita. Questo fatto introduce un ulteriore contributo alla FWHM che \u00e8 di solito indicato con la lettera p e viene chiamato errore di parallasse<\/strong>.<\/p>\n\n\n

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    \"\"
    Rappresentazione schematica degli effetti della portata del positrone (caso 1) e della non-collinearit\u00e0 (caso 2) sulla risoluzione spaziale<\/strong>.
    Nel caso 1<\/strong>, il positrone si allontana dal punto di emissione prima di annichilirsi, e i fotoni ad alta energia emessi vengono quindi rilevati da due rivelatori A e B. La LOR derivata passa dal punto di annichilazione ma non dal punto in cui il nucleo radioattivo era effettivamente presente.
    Nel caso 2<\/strong>, \u00e8 possibile apprezzare come la rilevazione di due fotoni ad alta energia non emessi esattamente a 180\u00b0 generi una LOR (definita dai rivelatori C e D) che non attraversa il punto di annichilazione.<\/figcaption><\/figure>\n<\/div>\n\n
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    \"\"
    Rappresentazione dell’errore di parallasse nelle vicinanze (caso 1) e lontano (caso 2) dal centro del FOV (indicato dalla croce nella figura)<\/strong>.
    Nel caso 1<\/strong> i due fotoni ad alta energia raggiungono i rivelatori lungo una direzione parallela all’asse lungo dei cristalli (interazione a 0\u00b0): l’errore di parallasse \u00e8 minimo in questo caso, indipendentemente dalla profondit\u00e0 delle interazioni. Quindi, la LOR passa molto vicino al punto di annichilazione.
    Nel caso 2<\/strong>, i fotoni ad alta energia raggiungono i rivelatori con un angolo significativamente maggiore di 0\u00b0: si verifica un errore di parallasse maggiore (la LOR passa a una certa distanza dal punto di annichilazione), specialmente quando l’interazione avviene in profondit\u00e0 nel cristallo.<\/figcaption><\/figure>\n<\/div>\n\n
    \"\"<\/a><\/div>\n\n\n

    In sistemi PET con geometria ad anello, l’errore di parallasse ha un effetto significativo lungo la direzione radiale, risultando in una sorta di allungamento radiale delle immagini. La risoluzione radiale peggiora muovendosi lontano dal centro del FOV. Infatti, il contributo alla FWHM della PSF lungo la direzione radiale pu\u00f2 essere approssimato dalla seguente equazione:<\/p>\n\n\n\n

    \"\"<\/figure>
    \n

    dove r<\/strong> \u00e8 la posizione radiale in cui viene derivata la PSF, R<\/strong> \u00e8 il raggio dell’anello PET e \u03b1<\/strong> \u00e8 un termine che dipende dal materiale e dalla spessore dei cristalli di scintillazione. Per esempio, \u03b1 = 12.5 per un cristallo di BGO (bismuth germanate<\/em><\/strong>) spesso 30 mm.<\/p>\n<\/div><\/div>\n\n\n\n

    Inoltre, possono verificarsi anche degli errori nell’associare il punto di interazione a un determinato elemento del cristallo. Questo processo \u00e8 chiamato identificazione del cristallo<\/strong> (o pixel<\/strong>) e pu\u00f2 essere eseguito in diversi modi. Il pi\u00f9 comune \u00e8 calcolare il centroide della macchia di luce che emerge dal cristallo e confrontare la posizione calcolata con una tabella di lookup<\/em> pre-calcolata in cui le posizioni sono associate agli elementi del cristallo. La fonte di questo errore \u00e8 duplice: potrebbe esserci un errore possibile nel processo di identificazione del cristallo stesso e c’\u00e8 la possibilit\u00e0 che si verifichino interazioni multiple nel cristallo di scintillazione.<\/p>\n\n\n\n

    Quando si verifica l’interazione multipla nel cristallo coinvolgendo pi\u00f9 di un elemento del cristallo, l’evento \u00e8 chiamato scatter inter-cristallo<\/strong><\/em> (ICS). I contributi sia dell’identificazione del cristallo che degli effetti di ICS sono inclusi nel cosiddetto termine di errore di codifica<\/strong> (b<\/em>).
    La migliore risoluzione spaziale ottenibile in PET pu\u00f2 essere riassunta con la seguente formula che tiene conto sia degli effetti fisici che delle limitazioni tecnologiche:<\/p>\n\n\n\n

    \"\"<\/figure>
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    dove 1.25 <\/strong>\u00e8 un termine legato al processo di ricostruzione dell’immagine e viene stimato assumendo un algoritmo di ricostruzione analitica come la retroproiezione filtrata. Gli altri fattori sono la dimensione del rivelatore (d<\/strong>), l’errore di codifica (b<\/strong>), il termine di non-collinearit\u00e0 (dove D<\/strong> \u00e8 il diametro dello scanner), la portata del positrone (r<\/strong>), e l’effetto parallasse (b<\/strong>).<\/p>\n<\/div><\/div>\n\n\n\n

    I moderni sistemi clinici PET presentano una risoluzione spaziale di circa 4 mm FWHM. I fattori predominanti sono la non-collinearit\u00e0 e la dimensione del pixel, mentre il fattore di portata del positrone r<\/strong> potrebbe diventare importante per emettitori di positroni ad alta energia come il 68<\/sup>Ga.<\/p>\n\n\n

    \"\"<\/a><\/div>\n\n\n

    <\/span>Il rumore negli eventi PET<\/span><\/h2>\n\n\n\n

    Le caratteristiche del rumore hanno importanti implicazioni per la quantificazione dell’immagine e le prestazioni di rilevamento nella PET, specialmente negli scanner ad alta risoluzione.<\/p>\n\n\n\n

    L’efficienza di rilevamento D<\/strong> si riferisce all’efficienza con cui un rivelatore converte le emissioni dalla sorgente di radiazione in dati utili e pu\u00f2 essere definita come D = R\/A<\/strong>, dove R<\/strong> \u00e8 il conteggio di rilevamento e A<\/strong> \u00e8 l’attivit\u00e0 della sorgente. Un’elevata efficienza di rilevamento \u00e8 desiderabile per ottenere un’immagine con un minimo di rumore statistico con una quantit\u00e0 minima di radioattivit\u00e0 (riduzione della dose).<\/p>\n\n\n

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    Rappresentazione diagrammatica degli eventi veri (T), scatter (S) e random (R). <\/strong>Fotoni ad alta energia prodotti nel punto 1 raggiungono i rivelatori A e B senza interazioni. La LOR definita dai rivelatori A e B attraversa il punto di annichilazione. Questo tipo di evento \u00e8 chiamato conteggio vero. Fotoni prodotti nel punto 2 raggiungono i rivelatori C e D, ma uno dei due subisce uno scattering Compton<\/strong> nell’oggetto prima di essere rilevato. La LOR definita in questo modo \u00e8 errata. Questo tipo di evento \u00e8 chiamato conteggio disperso (o scatter). Un conteggio casuale (o random<\/strong>) \u00e8 registrato quando due (e solo due) fotoni ad alta energia emessi da due eventi di annichilazione indipendenti sono rilevati simultaneamente, ad esempio dai rivelatori E e F nella figura. Anche in questo caso, la LOR registrata non \u00e8 correlata a nessun decadimento radioattivo e contribuisce al degrado dell’immagine.<\/figcaption><\/figure>\n<\/div>\n\n\n

    Le statistiche di conteggio sono solo uno dei fattori nella PET che determinano un aumento del rumore nell’immagine (o, pi\u00f9 correttamente, un aumento della ruvidit\u00e0 dell’immagine) che sono legati sia alla fisica dell’interazione dei \u03b3-ray con la materia che alla tecnologia del rivelatore. Un modo per osservare questo effetto \u00e8 valutare l’uniformit\u00e0<\/strong> di una sorgente di radiazione uniforme in termini di deviazione standard del valore misurato.<\/p>\n\n\n\n

    Oltre alle limitazioni statistiche gi\u00e0 discusse, l’uniformit\u00e0 \u00e8 influenzata dalla presenza di linee di risposta (LOR) non registrate in modo appropriato, ovvero non generate da un conteggio vero. Un conteggio vero<\/strong> \u00e8 un evento di coincidenza con entrambi i fotoni di annichilazione rilevati senza subire altre interazioni lungo il loro percorso. In queste condizioni, la LOR passa attraverso il punto di annichilazione.
    In realt\u00e0, non tutte le LOR registrate sono generate da conteggi veri. La figura accanto mostra quattro possibili tipi di eventi di coincidenza che possono essere registrati durante una scansione PET.<\/p>\n\n\n\n

    L’evento che ha origine nel punto 1 corrisponde a un conteggio vero<\/strong> (T) tra i rivelatori i<\/em> e j<\/em>, generando quindi un conteggio nella LORij<\/sub>. Invece, almeno uno dei due fotoni \u03b3 emessi dalla posizione 2 subisce uno scattering Compton lungo il suo percorso, e il conteggio corrispondente nella LORkl<\/sub> considera un’annichilazione che non avviene lungo la stessa linea di risposta. Questo tipo di evento \u00e8 chiamato conteggio scatter<\/strong> (S). Un terzo tipo di evento \u00e8 chiamato conteggio random<\/strong> (R). \u00c8 generato quando due fotoni vengono emessi da due punti diversi (ad esempio, i punti 3 e 4 nella figura), e vengono registrati, in coincidenza temporale, nei rivelatori che definiscono una LOR geometricamente accettabile. Tutti i tipi di conteggi T, S e R sono genericamente chiamati conteggi prompt<\/strong> (P), ma solo i conteggi veri contengono informazioni utili per la ricostruzione dell’immagine.<\/p>\n\n\n\n

    Un tipo aggiuntivo di evento \u00e8 un conteggio multiplo<\/strong>, in cui pi\u00f9 di due fotoni \u03b3 vengono registrati in coincidenza temporale. A causa dell’ambiguit\u00e0 nel decidere quali siano i due fotoni effettivamente generati in un’unica annichilazione, questo tipo di evento deve essere scartato. Il peso relativo dell’effetto degli eventi dispersi sull’immagine finale \u00e8 indicato dalla frazione di scattering<\/strong> (SF), definita come:<\/p>\n\n\n

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    \"\"<\/figure>\n<\/div>\n\n\n

    La frazione di scattering pu\u00f2 essere ridotta scartando alcuni degli eventi di scattering. Un evento di scattering pu\u00f2 essere rigettato utilizzando le informazioni sull’energia, cio\u00e8 solo i fotoni che rilasciano 511 keV nel cristallo vengono accettati come segno di assenza di interazione del fotone \u03b3 prima di raggiungere il rivelatore. La capacit\u00e0 del rivelatore di determinare l’energia del fotone \u00e8 nota come risoluzione energetica<\/strong>. I valori tipici della risoluzione energetica per il rilevamento di LSO da parte dei PMT sono del 15-20% a 511 keV. A causa del valore finito della risoluzione energetica del rivelatore, non \u00e8 possibile accettare eventi con un rilascio di energia esattamente di 511 keV, ma dovrebbe essere impostata una finestra energetica<\/strong> pi\u00f9 ampia, tipicamente 450-650 keV<\/strong> nei sistemi clinici.<\/p>\n\n\n\n

    Tuttavia, quando si imposta una finestra energetica intorno al picco energetico completo, una frazione degli eventi di scattering \u00e8 ancora inclusa. I valori tipici della frazione di scattering in PET possono variare tra il 15% e il 20% fino al 50% nei pazienti obesi.
    Per questo motivo, sono stati sviluppati e applicati una serie di metodi per correggere l’effetto degli eventi di scattering sulla degradazione della qualit\u00e0 dell’immagine prima o durante il processo di ricostruzione. Sono solitamente classificati con il termine “correzione dello scattering<\/strong>” e utilizzati per ripristinare il contrasto dell’oggetto nell’immagine finale.<\/p>\n\n\n

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    \"\"<\/a>
    Acquista ora<\/a><\/strong><\/figcaption><\/figure>\n<\/div>\n\n\n

    Anche gli eventi casuali contribuiscono alla degradazione dell’immagine generando uno sfondo pi\u00f9 uniforme rispetto ai conteggi di scattering. Mentre la frazione di scattering \u00e8 quasi costante con l’attivit\u00e0, il tasso di conteggio casuale<\/strong> aumenta con il quadrato dell’attivit\u00e0, e la qualit\u00e0 dell’immagine viene ridotta all’aumentare dell’attivit\u00e0. Infatti, il tasso di conteggio casuale pu\u00f2 essere espresso come:<\/p>\n\n\n\n

    Rij<\/sub>= Ci<\/em><\/sub> x Cj<\/sub><\/em> x 2\u03c4<\/strong><\/p>\n\n\n\n

    dove Ci<\/sub><\/em> e Cj<\/sub><\/em> sono il tasso di conteggio singolo sui rivelatori i<\/em> e j<\/em> e \u03c4 \u00e8 la finestra temporale di coincidenza. Pertanto, una finestra temporale stretta aiuta a ridurre l’effetto dei conteggi casuali.
    Il tasso di conteggio equivalente al rumore (NECR<\/strong>) \u00e8 una figura di merito che quantifica l’ammontare di rumore di fondo e di rumore statistico caratteristico di un determinato scanner PET, valutando cos\u00ec l’effetto della presenza di conteggi dispersi e casuali.
    La formulazione del NECR \u00e8 la seguente:<\/p>\n\n\n

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    \"\"<\/figure>\n<\/div>\n\n\n

    dove RTOT<\/sub> \u00e8 la somma dei tassi di conteggio veri (RT<\/sub>), casuali (RR<\/sub>) e di scattering (RS<\/sub>):<\/p>\n\n\n\n

    RTOT<\/sub> = RT<\/sub> + RS<\/sub> + k<\/em>RR<\/sub><\/strong><\/p>\n\n\n\n

    Dove k<\/em> \u00e8 un fattore che tiene conto del metodo utilizzato per stimare i conteggi casuali, di solito k > 1, mentre k = 1 per i conteggi casuali privi di rumore. Essendo NECR proporzionale al rapporto segnale-rumore<\/strong> (SNR<\/strong>) nelle immagini finali ricostruite, costituisce un buon parametro per confrontare le prestazioni dei diversi scanner PET e per stimare l’attivit\u00e0 ottimale da iniettare al paziente.
    L’immagine in basso mostra esempi di curve vere, di scattering, random e NECR in funzione della concentrazione di attivit\u00e0.<\/p>\n\n\n

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    \"\"
    Esempio dei grafici di RT<\/sub>, RS<\/sub>, RR<\/sub>, RTOT<\/sub> e RNEC<\/sub> per uno scanner PET clinico utilizzando il fantoccio NEMA NU 2 (2001).<\/figcaption><\/figure>\n<\/div>\n\n\n
    \n

    Fonte: <\/em>Fondamenti di medicina nucleare. Tecniche e applicazioni.<\/a><\/p>\n<\/blockquote>\n\n\n

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    Come descritto nel precedente articolo in cui si \u00e8 parlato dei principi fisici della PET, attraverso la rilevazione della posizione dell’interazione dei due fotoni di annichilazione, \u00e8 possibile definire una linea, chiamata linea di risposta o LOR. Si suppone che la posizione dell’evento di annichilazione si verifichi lungo questa linea. Il problema \u00e8 quindi riconoscere…<\/p>\n

    Continue reading Funzionamento della PET<\/span><\/a><\/p>\n","protected":false},"author":4,"featured_media":0,"comment_status":"closed","ping_status":"open","sticky":false,"template":"","format":"standard","meta":{"advgb_blocks_editor_width":"","advgb_blocks_columns_visual_guide":"","footnotes":""},"categories":[7],"tags":[8323,8322,8349,8347,8344,8346,8320,8326,8318,8319,8314,8351,8324,8315,5102,8350,8348,8352,8317,8316,8325,8345,8327,8328,8321],"class_list":["post-20556","post","type-post","status-publish","format-standard","hentry","category-medicina-nucleare","tag-acquisizione-tomografica","tag-anello","tag-conteggi-prompt","tag-conteggio-random","tag-conteggio-scatter","tag-conteggio-vero","tag-discriminatore-a-frazione-costante","tag-errore-di-parallasse","tag-evento-di-coincidenza","tag-finestra-temporale","tag-fotoni-di-annichilazione","tag-frazione-di-scattering","tag-geometria-multi-anello","tag-linea-di-risposta","tag-necrosi-caseosa","tag-prompt","tag-random","tag-rapporto-segnale-rumore","tag-risoluzione-temporale","tag-rivelazione-di-coincidenza","tag-scanner-pet-3d","tag-scatter","tag-scatter-inter-cristallo","tag-termine-di-errore-di-codifica","tag-time-walk","entry"],"author_meta":{"display_name":"Raffo Coco","author_link":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/author\/raffo\/"},"featured_img":null,"coauthors":[],"tax_additional":{"categories":{"linked":["Medicina Nucleare<\/a>"],"unlinked":["Medicina Nucleare<\/span>"]},"tags":{"linked":["acquisizione tomografica<\/a>","anello<\/a>","conteggi prompt<\/a>","conteggio random<\/a>","conteggio scatter<\/a>","conteggio vero<\/a>","discriminatore a frazione costante<\/a>","errore di parallasse<\/a>","evento di coincidenza<\/a>","finestra temporale<\/a>","fotoni di annichilazione<\/a>","frazione di scattering<\/a>","geometria multi-anello<\/a>","linea di risposta<\/a>","necrosi caseosa<\/a>","prompt<\/a>","random<\/a>","rapporto segnale-rumore<\/a>","risoluzione temporale<\/a>","rivelazione di coincidenza<\/a>","scanner PET 3D<\/a>","scatter<\/a>","scatter inter-cristallo<\/a>","termine di errore di codifica<\/a>","time walk<\/a>"],"unlinked":["acquisizione tomografica<\/span>","anello<\/span>","conteggi prompt<\/span>","conteggio random<\/span>","conteggio scatter<\/span>","conteggio vero<\/span>","discriminatore a frazione costante<\/span>","errore di parallasse<\/span>","evento di coincidenza<\/span>","finestra temporale<\/span>","fotoni di annichilazione<\/span>","frazione di scattering<\/span>","geometria multi-anello<\/span>","linea di risposta<\/span>","necrosi caseosa<\/span>","prompt<\/span>","random<\/span>","rapporto segnale-rumore<\/span>","risoluzione temporale<\/span>","rivelazione di coincidenza<\/span>","scanner PET 3D<\/span>","scatter<\/span>","scatter inter-cristallo<\/span>","termine di errore di codifica<\/span>","time walk<\/span>"]}},"comment_count":"0","relative_dates":{"created":"Pubblicato 2 anni fa","modified":"Aggiornato 2 anni fa"},"absolute_dates":{"created":"Pubblicato il 04\/04\/2024","modified":"Aggiornato il 04\/04\/2024"},"absolute_dates_time":{"created":"Pubblicato il 04\/04\/2024 19:20","modified":"Aggiornato il 04\/04\/2024 19:20"},"featured_img_caption":"","series_order":"","_links":{"self":[{"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/posts\/20556","targetHints":{"allow":["GET"]}}],"collection":[{"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/posts"}],"about":[{"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/types\/post"}],"author":[{"embeddable":true,"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/users\/4"}],"replies":[{"embeddable":true,"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/comments?post=20556"}],"version-history":[{"count":0,"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/posts\/20556\/revisions"}],"wp:attachment":[{"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/media?parent=20556"}],"wp:term":[{"taxonomy":"category","embeddable":true,"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/categories?post=20556"},{"taxonomy":"post_tag","embeddable":true,"href":"https:\/\/bmscience.net\/blog\/wp-json\/wp\/v2\/tags?post=20556"}],"curies":[{"name":"wp","href":"https:\/\/api.w.org\/{rel}","templated":true}]}}