Il tomografo PET è la macchina utilizzata in medicina nucleare per eseguire la tomografia a emissione di positroni. Questa macchina funziona rilevando i fotoni gamma emessi dall'annichilazione dei positroni, prodotti dal decadimento di radioisotopi somministrati da soli o incorporati in un'altra molecola (radiofarmaci). Al tomografo PET vero e proprio è ormai sempre abbinato anche un tomografo TC o uno scanner RM. Mediante queste macchine è possibile ottenere immagini "ibride" PET/TC o PET/MRI, che permettono una valutazione del paziente sia dal punto di vista funzionale sia morfologico; aiutando anche a localizzare in modo corretto gli uptake patologici di radiofarmaco e migliorando la qualità delle immagini tramite la correzione per l'attenuazione fotonica.
Principio di funzionamento Il tomografo PET è come detto una macchina in grado di rilevare la presenza di radiofarmaci emittenti positroni dopo che questi sono iniettati nell'organismo, con una sensibilità molto elevata, potendo distinguere dal fondo anche un accumulo prodotto da pochi milioni di cellule, con una concentrazione di radiofarmaco dell'ordine di 10−10-10−12 mol/litro.
Quando un radiofarmaco utilizzato in PET decade emette un positrone (l'antiparticella dell'elettrone cioè la particella con la stessa massa, ma carica opposta) in grado di viaggiare nel mezzo che attraversa solo per pochi millimetri prima di fermarsi (tale distanza dipende dall'energia di emissione, dalla densità del mezzo attraversato e dal suo numero atomico). Quando questo avviene annichilisce con uno degli elettroni di cui è fatto il mezzo attraversato, convertendo tutta la sua massa (e quella dell'elettrone bersaglio) in energia. La somma delle masse del positrone emesso dal radiofarmaco e dell'elettrone del mezzo attraversato porta sempre alla produzione di due fotoni gamma con energie pari a 511 keV, che hanno direzioni di emissione opposta (con un angolo quindi di circa 180 gradi fra un fotone e l'altro). Il tomografo, riconoscendo quindi i fotoni che in un brevissimo lasso di tempo (circa 10 nanosecondi) colpiscono in contemporanea gli estremi del suo anello rilevatore, è in grado di dedurre (tramite appositi algoritmi) la densità di positroni annichiliti in un certo punto del corpo e quindi, con un po' di imprecisione dovuta al percorso dei positroni nel corpo, creare delle mappe 3D che mostrano dove e quanto si è concentrato il radiofarmaco. L'intervallo di tempo massimo entro cui i due fotoni devono colpire il rilevatore perché siano considerati prodotti dallo stesso evento di annichilazione è denominato finestra temporale, mentre la "linea" immaginaria definita dal percorso dei due fotoni verso il rilevatore è definita linea di risposta (LOR). La maggior parte dei fotoni rilevati dal tomografo tuttavia non raggiunge gli estremi opposti di questo entro la finestra temporale (eventi singoli) ed è quindi ignorata dal software di ricostruzione. Questo accade perché i fotoni emessi dall'annichilazione la maggior parte delle volte interagiscono con il mezzo attraversato mediante effetto fotoelettrico (con scomparsa di uno dei due fotoni nel mezzo) o effetto Compton (con deviazione dei fotoni emessi). Questo porta a riduzione, cambi di direzione e ritardi nell'arrivo dei fotoni verso il rilevatore, oltre che a rilevazione di eventi di coincidenza "falsi", che devono essere corretti prima di ottenere le immagini definitive.
Tipologia di apparecchiature Geometria dei sistemi PET I rilevatori dei tomografi PET sono posizionati tutti attorno al paziente, con disposizione ad anello, in modo da rilevare efficacemente i fotoni emessi da ogni annichilazione, che hanno direzioni opposte dal punto di emissione. Utilizzando un solo anello di rilevatori, il FOV (Field of View, cioè il campo di vista dello strumento) è però ristretto alla sola sezione di corpo che sta nello spessore dell'anello. Le PET moderne, per migliorare l'efficienza di questo processo e incrementare l'ampiezza del FOV, in realtà dispongono di più "anelli" di rilevazione messi in sequenza. Per ottenere immagini di tutto il corpo (total body) è quindi sufficiente muovere il lettino dove si trova il paziente in modo che attraversi gli anelli nel tempo. La geometria del sistema PET definisce come i vari anelli in sequenza possano rilevare i fotoni di coincidenza. Nei sistemi 2D non è ammesso che i rilevatori posti in un anello possano rilevare eventi di coincidenza assieme a quelli di un altro. Nei sistemi 3D invece questo può avvenire. I vantaggi dei sistemi 2D sono una ricostruzione delle immagini più veloce, una minore interferenza degli eventi errati rilevata agli estremi del FOV e immagini più "pulite", d'altro canto però la non-rilevanza di molti eventi porta ad allungare i tempi di acquisizione (per tal motivo, e perché ormai i software di ricostruzione sono diventati molto più veloci e accurati, tale geometria è sempre meno utilizzata) In questo tipo di rilevatori i singoli anelli sono inoltre separati da spessori di piombo. Nei sistemi 3D è comunque da tenere conto che una distanza eccessiva fra gli anelli peggiora la qualità delle immagini nonostante l'utilizzo dei migliori algoritmi di ricostruzione (la distanza massima tollerabile è detta ring difference).
Rivelatori Nel classico tomografo PET sono costituiti da cristalli scintillatori in grado di convertire l'energia dei fotoni gamma in luce visibile, questa viene, come per la gamma camera, convertita quindi in un segnale elettrico da appositi fotomoltiplicatori e amplificata dall'hardware della macchina prima che il segnale raggiunga la console di ricostruzione. Tuttavia, al contrario dei cristalli utilizzati per costruire le gamma camere, quelli utilizzabili per la PET (che devono essere fatti di materiali in grado di assorbire fotoni gamma molto più energetici) di solito non possono essere, per limiti tecnici, di grosse dimensioni.
Gli ultimi modelli di macchina (PET digitale) utilizzando nuovi rilevatori a semiconduttore, sono in grado di convertire l'energia dei fotoni gamma direttamente in segnale elettrico (questo porta a migliorare molto la qualità delle immagini e la risoluzione spaziale, che è limitata solo dalle dimensioni dei rilevatori). Tuttavia tali tomografi sono ancora poco diffusi.
Nei tomografi "classici", per ovviare al problema della dimensione dei cristalli, tanti piccoli cristalli (divisi fra loro, costituendo elementi chiamati pixel) sono di solito messi assieme e associati a dei fotomoltiplicatori, per costituire quello che si chiama block detector. A seconda di come i fotomoltiplicatori (che hanno diversa posizione nel blocco) ricevono segnale, la macchina può dedurre in che punto del blocco il fotone incidente ha interagito. Quando un fotone di energia pari a 511 keV colpisce un rilevatore, la macchina controlla che nell'arco della finestra temporale il rilevatore posto in direzione opposta registri un evento simile; se ciò avviene il segnale viene digitalizzato. Tutta questa procedura richiede comunque un po' di tempo, in cui la macchina in quel punto non è in grado di codificare altri segnali (tale tempo è detto tempo morto).
Cristalli di scintillazione Sebbene il processo di rilevazione dei fotoni gamma sia simile a quello sfruttato dalle gamma camere, i fotoni emessi dagli eventi di annichilazione sono molto più energetici rispetto a quelli delle normali scintigrafie; sono pertanto necessari, per una buona rilevazione, materiali che presentano un'elevata densità elettronica. Tali materiali devono inoltre produrre molta luce per evento (resa luminosa: light yield) e dissiparla rapidamente (tempo di decadimento). Materiali con maggiore densità elettronica, oltre a rilevare gli eventi con più efficienza, possono essere costruiti di minore spessore (rendendo più precisa la definizione della posizione dell'evento rilevato dal cristallo). Un tempo di decadimento breve consente invece di ridurre la finestra temporale (e quindi la probabilità di rilevare eventi random) ed è necessaria per effettuare la correzione per il tempo di volo.
L'ortogermanato di bismuto è stato per molto tempo il materiale più utilizzato per costruire i cristalli (ed è quindi presente in molti tomografi tuttora in uso), dato che presenta un elevato coefficiente di attenuazione lineare ed elevata densità elettronica (e quindi elevata efficienza di rilevazione), ma è comunque gravato da una bassa resa luminosa e da un lungo tempo di decadimento (con conseguente peggioramento della risoluzione spaziale ed energetica). I cristalli più moderni come l'LSO (ortosilicato di lutezio), il LYSO (ortosilicato di lutezio-ittrio) e il GSO (ortosilicato di gadolinio) presentano invece una buona efficienza di rilevazione, unita a una migliore resa luminosa ed a un minor tempo di decadimento.
Correzione per il tempo di volo I tomografi più moderni possono produrre immagini utilizzando la correzione per il tempo di volo (Time of Flight o TOF, in inglese). Questa correzione tiene conto di quale dei due fotoni di coincidenza raggiunge per primo il rilevatore per determinare in modo più preciso in che punto è avvenuto l'evento di annichilazione (nei tomografi classici, la probabilità di un evento è invece uniforme lungo tutta la LOR). Per poter effettuare questa correzione, oltre a software dedicato, è necessario possedere anche dei rilevatori con cristalli dotati di tempi di scintillazione molto rapidi, inferiori al nanosecondo.
Ricostruzione delle immagini L'insieme dei dati grezzi rilevati dalla macchina costituisce il sinogramma (per ogni LOR è indicata la distanza dall'asse del tomografo e 2 angoli di inclinazione nello spazio 3D). Questi dati devono essere corretti prima di ottenere le immagini definitive. Le correzioni abituali sono per lo scatter, per il tempo morto, per l'uniformità ed eventualmente per l'attenuazione fotonica. Esistono 3 tipi di sinogramma, che differiscono per la modalità di ottenimento dei dati. Se i dati sono ottenuti con un'acquisizione 2D gli eventi sono registrati per piani singoli, separati dai setti. Le "fette" di questo tipo di immagini non sono dotate quindi di spessore definito. Nelle immagini 3D Multi-Slice immagini tridimensionali sono invece ricavate sovrapponendo fette contigue, mentre applicando la modalità 3D Positron Volume Imaging PET (3D-PVI) le immagini 3D sono ottenute considerando LOR provenienti da tutte le direzioni (in questo caso le immagini finali saranno costituite da voxel).
La ricostruzione delle immagini è effettuabile con 2 tipi di algoritmi: analitici o iterativi.
Algoritmi analitici L'algoritmo analitico più utilizzato è la retroproiezione filtrata, che è caratterizzato da un'esecuzione rapida e semplice; ma è gravato da un'alta rumorosità delle immagini (specie nelle zone con un numero basso di conteggi) e dalla presenza di artefatti "a stella" (specie nelle zone con un numero elevato di conteggi).
Algoritmi iterativi Si basano sull'utilizzo di metodi statistici per la stima dell'attività e forniscono immagini migliori rispetto a quelli precedenti (con molto meno rumore e senza artefatti "a stella"). Come particolare caratteristica hanno la possibilità di utilizzare durante l'elaborazione informazioni aggiuntive sullo strumento in uso (modellizzazione). Il loro principale difetto è che per il loro utilizzo serve una potenza di calcolo molto maggiore (ma questo, con l'evoluzione dell'hardware dedicato alla ricostruzione, non è più un problema).
L'algoritmo di questo tipo più utilizzato in clinica è l'EM (Expectation Maximization) nella sua forma più "veloce", l'OSEM (Ordered Subset Expectation Maximization). Mediante quest'ultimo algoritmo i dati sono divisi in sottoinsiemi (subset) che vengono rielaborati più volte. Maggiore è il numero dei subset e più veloce sarà questo tipo di elaborazione, ma nel contempo la qualità dell'immagine finale peggiora se questi sono troppi.
Prestazioni Risoluzione spaziale