Tomografa por emisin de positrones. Fundamentos y aplicaciones clnicas

FACULTAD DECIENCIAS EXACTAS

Luis IllanesAmalia Perez

Libros de Ctedra

TOMOGRAFA POR EMISIN DE POSITRONES

FUNDAMENTOS Y APLICACIONES CLNICAS

Luis Illanes Amalia Perez

2013

Illanes, Luis

Tomografa por emisin de positrones : fundamentos y aplicacin clnica / Luis Illanes y Amalia Prez. - 1a ed. - La Plata : Universidad Nacional de La Plata, 2013.

E-Book. ISBN 978-950-34-1033-2

1. Diagnstico por Imgenes. 2. Tomografa Computada. I. Prez, Amalia II. Ttulo

CDD 616.075

Fechadecatalogacin:28/10/2013

Diseo de tapa: Direccin de Comunicacin Visual de la UNLP

Universidad Nacional de La Plata Editorial de la Universidad de La Plata

47 N. 380 / La Plata B1900AJP / Buenos Aires, Argentina +54 221 427 3992 / 427 4898 editorial@editorial.unlp.edu.ar www.editorial.unlp.edu.ar Edulp integra la Red de Editoriales Universitarias Nacionales (REUN) Primera edicin, 2013 ISBN 978-950-34-1033-2 2013 - Edulp

NDICE

Introduccin. El PET, las imgenes metablicas y el roll del Especialista en Fsica Mdica. Luis Illanes, Amalia Perez.. 4

Captulo 1. Bases Fsicas. Amalia Perez.. 13

Captulo 2. Instrumentacin y adquisicin de los datos. Amalia Perez 24

Captulo 3. Organizacin de los datos. Caracterizacin y correccin de las imgenes. Amalia Perez. 43

Captulo 4. Reconstruccin del corte transversal y cuantificacin. Amalia Perez. 69

Captulo 5. PET/TC. Amalia Perez... 85

Captulo 6. Acerca de la glucosa y la 18FDG. Luis Illanes 91

Captulo 7. Particularidades de la biodistribucin de la 18FDG y los protocolos para obtener imgenes en el PET. Luis Illanes... 97

Captulo 8. Anlisis de las imgenes y su implicancia clnica. Luis Illanes 103

Captulo 9. Variantes segn las diferentes situaciones clnicas. Luis Illanes 122

Bibliografa. 130 Los autores....................................................................................... 140

INTRODUCCIN EL PET, LAS IMGENES METABLICAS Y EL ROL DEL

ESPECIALISTA EN FSICA MDICA

La tomografa por emisin de positrones (PET, por sus siglas en ingls Positron

Emission Tomography) es actualmente la herramienta diagnstica ms

exhaustiva de la imagenologa oncolgica, con una incidencia creciente en

cardiologa y neurologa. La obtencin de la imagen con el PET es una tcnica

de alta complejidad muy empleada actualmente y cuyos resultados tienen

enorme trascendencia diagnstica proveyendo datos que ilustran sobre

cambios especficos de procesos que tienen lugar a nivel molecular. El PET, como la mayora de los formidables avances que se observan en las

nuevas formas de diagnstico y tratamiento (Radiologa Digital, Tomografa

Computada, Resonancia Magntica, Laser, Ultrasonido, Radioterapia),

proviene de conocimientos y tcnicas aportadas fundamentalmente por la

fsica. En el ltimo medio siglo, adems de la fsica, la biologa, la medicina, la

bioqumica, la qumica, la ingeniera, la computacin y distintas tcnicas de

digitalizacin y tratamiento de las imgenes han contribuido con aportes

centrales a las modernas tcnicas de alta complejidad empleadas en el terreno

de la salud. Por este motivo es que la modalidad PET excede los lmites de

cualquier formacin unidisciplinar. Se incorpora as, un nuevo campo de

estudio conocido hoy como Fsica Mdica. (Podgorsak 2010).

El nuevo concepto de Diagnstico por Imgenes (DxI), surgido de la integracin

de las modalidades tradicionales est indicando que estamos frente a un

fenmeno nuevo eminentemente multidisciplinario. (Smith, 2011). En este

nuevo mbito, cada uno de sus actores, sin perder el eje en su formacin de

base, debe conocer los nuevos desafos que restan por solucionar. En lo que

respecta al PET, el incentivo es profundizar en el objetivo central de la

Medicina Nuclear que es la detectabilidad temprana de las alteraciones

metablicas.

4

En este nuevo escenario del uso de la tecnologa PET, se ha generado la

necesidad imprescindible del entendimiento de dos profesionales centrales, el

mdico especialista y el fsico mdico.

Acerca de las imgenes moleculares

La naturaleza de la informacin que aspiramos obtener de los estudios de DxI,

vara con la modalidad, con el desarrollo de la tecnologa en que la misma se

sustenta y con los paradigmas vigentes en la cultura mdica de cada momento.

La utilizacin del PET se sustenta en el concepto de imagen molecular. Se acostumbra a separar las modalidades en estructurales, y funcionales o

metablicas. Por ejemplo, los informes de la Tomografa Computada (TC)

describen detalladamente formas y tamaos de la porcin del cuerpo estudiada

(datos estructurales). Por otro lado, podemos distinguir que los estudios de

Medicina Nuclear, a travs de la concentracin y distribucin de un

radiofrmaco en determinado rgano o porcin del mismo, proveen informacin

sobre el funcionamiento del mismo.

Dichas caractersticas no son un atributo especfico y perdurable, propio de las

distintas modalidades de DxI. Estructural, metablico o funcional, son, en todo

caso, adjetivos que califican a los datos segn cmo los interpretamos.

Un mtodo de DxI puede brindar excelente informacin de formas y tamaos

(datos estructurales), pero con el desarrollo de la tecnologa que lo respalda, se

adentra en el estudio de la funcin y el metabolismo y la interpretacin que

haremos de sus datos ser primordialmente funcional (esto pas por ejemplo

con la RM). En otras ocasiones un mtodo se perfecciona y progresa

tecnolgicamente, pero los paradigmas mdicos de los que emanan las

sistemticas de trabajo, no lo incorporan a los algoritmos diagnsticos, y por

ende no se requiere ese tipo de datos de una modalidad aunque esta podra

brindarlos.

5

A partir de que las imgenes mdicas comenzaron a jugar un rol en el

diagnstico, el propsito de los diversos mtodos fue obtener imgenes del

interior del organismo desde afuera, cosa impensable antes de Roentgen.

Desde las primeras imgenes seas logradas con los rayos X, hasta las TC

ms recientes que diferencian estructuras y tejidos entre s, la imagen

representaba lo que haba dentro del cuerpo. Se habla incluso de una anatoma

tomogrfica en la que nos debemos imaginar que estamos mirando desde los

pies, el corte transaxial de un cuerpo acostado boca arriba, para poder

descifrar la pequea grfica en escala de grises que vemos en una placa. Lo

que interpretamos se corresponde con los rganos y formaciones, (masas,

tumores) con que nos encontramos en la diseccin quirrgica. Asimismo, los

modernos equipos de TC, reorientan los cortes axiales, y nos muestran planos

coronales y sagitales, que se parecen an ms a los preparados y disecciones

humanas con los que se aprende anatoma. Esas son las imgenes

morfolgicas, o estructurales. La imagen estructural es el mapa de un territorio

que est dentro del cuerpo y del que podemos intentar conocer detalles, sin

necesidad de abordarlo mediante un procedimiento invasivo. Aunque las

englobamos entre los mtodos de diagnstico, el aporte de esas imgenes

excede la etapa de diagnstico de las enfermedades. Debido a su capacidad

de demostrar la morfologa de los tejidos y rganos normales y patolgicos,

(forma, contorno, interior, localizacin, extensin, relacin con tejidos vecinos),

son indispensables para planear un tratamiento, para evaluar el resultado

teraputico o juzgar el pronstico de una patologa cuando la informacin

morfolgica es suficiente para tales evaluaciones.

Sin embargo, las imgenes morfolgicas tienen limitaciones para diferenciar la

funcin normal y patolgica de los tejidos. Como ejemplos, patologas

degenerativas (enfermedad de Alzheimer) pueden incluso en estadios

avanzados de la enfermedad y con gran deterioro de la funcin, no

manifestarse en una alteracin morfolgica detectable. Por otro lado, una

estructura puede persistir afectada en su forma, tamao o densidad, an

despus que un tratamiento efectivo de quimioterapia o radioterapia, haya

eliminado la noxa neoplsica que infiltraba sus tejidos.

6

A partir de los aos 90, se utiliza el nombre imagen molecular o funcional

para denominar los mtodos de imgenes que exploran procesos bioqumicos

y funciones biolgicas, in vivo, a nivel celular y molecular. Al igual que en las

imgenes estructurales, stos mtodos emplean energa electromagntica

capaz de interactuar con las estructuras atmicas que forman los tejidos; en el

caso particular de la medicina nuclear, se utilizan adems sustancias que

permiten estudiar una funcin en particular y que se denominan genricamente

trazadores. Estos trazadores exgenos, son los radiofrmacos administrados al

paciente. Estos modernos mtodos de imgenes moleculares o funcionales,

exceden el nivel morfolgico y cada vez ms, muestran el comportamiento

funcional de tejidos normales y patolgicos.

Con las imgenes funcionales o moleculares, tenemos ante nosotros figuras

que revelan, por ejemplo, la actividad metablica, la perfusin de un tejido, o la

activacin de una neurona. Como agregado, de estas imgenes puede

obtenerse informacin en forma de registros, trazados o datos numricos que

permiten cuantificar el proceso fisiolgico o patolgico en estudio.

Vale enfatizar, que en las imgenes moleculares, no estamos viendo

estructuras mucho ms pequeas. Es cierto que con el nivel molecular,

estamos aproximndonos a un mbito del orden de los picogramos, mientras

que las modalidades estructurales interactan con un universo en el que se

habla de miligramos de tejido. Pero insistimos, en las imgenes moleculares

estamos abordando otra categora. Las molculas, son los bloques

constructivos en que se asienta la vida. (Nsslin 2011). Al ser la enfermedad un

proceso biolgico que se inicia en el mbito molecular, su evaluacin temprana

se realiza mejor con imgenes diagnsticas funcionales-moleculares, ya que

los cambios morfolgicos, si se presentan, por lo general son tardos. A pesar

de que la informacin obtenida se muestre y sea interpretada mediante una

imagen esttica, es importante recordar que slo son datos acerca de procesos

moleculares.

A diferencia de las estructurales, las imgenes moleculares son la expresin de

procesos normales y anormales que ocurren en la intimidad de las clulas, en

un nivel que tampoco sera visible aunque abordramos y disecramos un

7

rgano. Ya no estamos en presencia de un mapa que representa un territorio

que podramos percibir con alguno de nuestros sentidos. Esto no hace menos

vlidos los datos que obtenemos, pero s entraa, a partir de entender su

fundamento, la creacin de un lenguaje simblico que permita leer estas

imgenes como primer paso para la comprensin integral y profunda de los

fenmenos que representan.

El rol del Fsico Mdico

Las lneas que siguen, estn escritas considerando la delicada interfase entre

la fsica y la medicina, que es el espacio donde el Fsico Mdico (FM) se

desempear junto al mdico especialista. Hablaremos especficamente del roll

del especialista en Fsica Mdica en un servicio de Medicina Nuclear, que

cuente al menos con un PET.

La mayora de los servicios de esta naturaleza que funcionan en nuestro pas,

no operan con un ciclotrn hospitalario instalado en el servicio. Esto implica

que cada da que estn programados estudios, llegar el material radioactivo,

normalmente 18FDG, en cantidad suficiente para poder efectuar uno o ms

estudios. Son tareas del tcnico en medicina nuclear y del mdico especialista,

recibir el material, corroborar que es la cantidad solicitada y fraccionarlo. Luego

se toma la decisin del protocolo a cumplir y se administra el radiofrmaco.

Pasado el lapso que marque el protocolo, se posiciona al paciente, se fijan los

parmetros a utilizar en la computadora y se da comienzo a la adquisicin.

Una vez concluida esta etapa, los datos obtenidos en la adquisicin, se

reconstruyen y generan las imgenes del estudio. El mdico especialista en

Medicina Nuclear, interpretar el estudio y sacar una conclusin diagnstica.

El mdico clnico o tratante que solicita el estudio, sencillamente confa en el

informe que recibe del mdico especialista; a diferencia, por ejemplo, de la

radiologa, en que la interpretacin de una radiografa es sencilla, y cualquier

mdico puede leer la placa del rea que concierne a su especialidad. Respecto

8

al estudio de PET, el profesional que efectu su solicitud, dar como vlido el

diagnstico del informe.

La imagen lograda, sobre la que se efectu el diagnstico, se supone

representativa de la concentracin y distribucin del radiofrmaco, y posibilita la

caracterizacin a travs de un proceso de cuantificacin, de la eventual

malignidad de un hallazgo.

El hecho de que dichos datos tengan el formato de una imagen, no los hace ms vlidos ni rigurosos. El prestigio de que gozan las imgenes con respecto

a otras formas de presentar la informacin, (una imagen vale ms que mil

palabras), conlleva la falacia de que las mismas son informacin objetiva,

reflejo cabal del interior del organismo, y no datos sujetos a interpretacin.

El mdico especialista, se ha entrenado en leer las imgenes que genera el

PET. Pero la secuencia de preparacin del paciente, la adquisicin y el

procesamiento del estudio, repetida y en general estandarizada, ocasiona que

al profesional se le naturalice el procedimiento. Habitualmente no se

consideran las consecuencias de modificaciones circunstanciales producto de

la dinmica del servicio, y de las alteraciones en el funcionamiento del equipo.

Se concede a la imagen obtenida, una veracidad que no es obligatoria.

Conspira para esta situacin el hecho de que la mayora de los equipos, en

particular los de ltima generacin, incluyen protocolos muy amigables con el

usuario, en cuanto a que son muy simples de utilizar. Pero por otro lado, esos

mismos protocolos no permiten fcilmente modificar parmetros segn

necesidades especficas. No es que el mdico ignore que detrs de la imagen

obtenida, existen una enorme cantidad de procesos, fsicos, biolgicos, y

muchos otros que implican hardware y software etc. Y que semejante

complejidad, puede estar cargada de contingencias que podran influir sobre la

imagen. Pero al obtener la imagen final, ms an si esta tiene un aspecto

satisfactorio y la mquina no arroj ningn error, se la da por vlida. Y a partir

de all, se intentar sacar conclusiones diagnsticas. Para dar cuanta a su

dictamen, el mdico se basa en estadsticas universalmente aceptadas que

dicen por ejemplo, que el PET, tiene una sensibilidad de 96,8%, y una

especificidad de 77,8 % para diagnosticar un cncer en un ndulo solitario de

9

pulmn. Y eso le da al diagnstico una contundencia que parece ser

inapelable.

Ahora bien, hay numerosas variaciones al protocolo en cuanto a la preparacin

del paciente, a la actividad administrada, sus variables fisiolgicas, el tiempo

transcurrido entre la administracin del radiofrmaco y el inicio del estudio.

Estas modificaciones pueden dar por resultado imgenes que en realidad no

son expresin fiel del proceso que describen, conduciendo a diagnsticos

errneos.

Y no solo el protocolo empleado suscita variables. El equipo mismo, el PET con

que se realiz el estudio, ofrece esa sensibilidad que dicen los manuales de

operacin? Los ms de 1000 cristales que constituyen la red de detectores,

estn trabajando correctamente? Y respecto a los mdicos y tcnicos que

manejan el equipo; un operador cuantific la imagen para determinar la

concentracin de actividad en una pequea regin de la misma. Ese dato dar

la pauta para diagnosticar de manera concluyente, si una porcin del

organismo en estudio se corresponde con una alteracin oncolgica. Tiene

ese operador las herramientas terico-prctico necesarias en el tema de

procesamiento de imgenes? Si una circunstancia obliga a cambiar los

parmetros estndar del protocolo de estudio, existe en el servicio quien

pueda alterar los parmetros de la adquisicin para compensar los cambios y

variantes que se introdujeron al protocolo estndar? Hay en el equipo de

trabajo un integrante con los elementos para decidir si el estudio en esas

condiciones puede o no realizarse? Tiene ese individuo la autoridad para que

tal decisin se respete, o el estudio se lleva a cabo de todas formas?

En resumen, los datos obtenidos con el PET, con el formato de una imagen

molecular, y de los que se sacarn conclusiones con enorme trascendencia

para la vida de un paciente son confiables, o son un resultado influido por un

sinnmero de factores y errores no contemplados, que pueden comenzar

desde el mismo momento en que el paciente es convocado para efectuar el

estudio? Contestar fehacientemente estas y otras muchas cuestiones, excede

la formacin del tcnico y el mdico especialista en medicina nuclear.

10

Aqu es donde entra a jugar su roll el FM especializado en Medicina Nuclear.

(Cantone, 2011) Debe en principio contribuir a que se conforme el ambiente

multidisciplinario imprescindible en este tipo de instalaciones. ste profesional

tiene una formacin estructural centrada en la fsica. Se ha orientado al

conocimiento de los procesos orgnicos de los seres humanos a nivel celular y

molecular. Ha complementando su formacin en el tema de radiaciones

ionizantes y no ionizantes. Ha desarrollado capacidades en el rea del

procesamiento de seales e imgenes. Para desempearse especficamente

en un servicio de medicina nuclear con PET, ste profesional ha debido

encauzar an ms su formacin hacia temas especficos de la medicina

nuclear en general y de la tecnologa PET en particular. Ha tenido que efectuar

un tiempo de formacin prctica en un servicio de medicina nuclear bajo la

tutela de un Fsico Mdico Especialista en Medicina Nuclear autorizado para tal

fin por la ARN.

Su funcin en el servicio est relacionada con el carcter del mismo. No es lo

mismo un servicio que efecta solamente estudios clnicos, que aquel que

participa en proyectos de investigacin y desarrollo o el que oficia de sede de

programas de formacin de recursos humanos, como por ejemplo de

residencias mdicas de la especialidad.

En el primero de los casos, su actividad estar centrada en velar por la

aplicacin del programa de Control de Calidad de los equipos del servicio.

Promover actividades de formacin continua de los integrantes del servicio.

Realizar un seguimiento de los procesos, y cuidar que se opere en todo

momento bajo el principio ALARA, (del ingls, As Low as Reasonably

Achievable). Implica mantener las exposiciones a radiaciones ionizantes tan

bajo como sea posible, teniendo en cuenta las condiciones de contorno del

mbito de aplicacin del mismo. Esta tarea es una tarea continua que debe ser

analizada, revisada y adaptada regularmente.

A medida que las dimensiones del servicio aumentan la participacin del fsico

mdico se incrementa sumando su participacin en la programacin, diseo y

ejecucin de proyectos de investigacin y desarrollo en los que deber velar

por la garanta de los requerimientos fsicos, estadsticos y de calidad de las

11

cuantificaciones de las imgenes. En muchos casos, es el fsico mdico quien

implementa protocolos, programando secuencias fuera de la computadora del

equipo para su tratamiento de manera autnomo. Deber estar familiarizado

tambin con una de las ltimas tcnicas propias de los equipos de ltima

generacin referida al co registro y fusin de imgenes provenientes de

distintas modalidades, como ser TC y PET. La fusin de imgenes puede ser

tambin encarada con imgenes adquiridas en distintos equipos utilizando

distintos software de procesamiento, tanto aquellos disponibles comercialmente

para computadoras personales como los generados normalmente por

universidades y que hoy da pueden obtenerse de manera gratuita en internet.

Lo dicho hasta aqu, intenta advertir que es ineludible en la formacin del

Especialista en Fsica Mdica, abordar a fondo los fundamentos fsicos del PET, las variantes que se dan en la aplicacin clnica, y el roll imprescindible que el fsico tiene en ese espacio. En los captulos que siguen, se desarrollan

estos tpicos.

12

CAPTULO 1 BASES FSICAS

Radiacin electromagntica

La radiacin electromagntica se propaga con caractersticas ondulatorias

portando una energa (E) directamente proporcional a su frecuencia de

oscilacin () e inversamente proporcional a su longitud de onda ()

E = h* = h*c/ h: Constante de Planck

c: velocidad de propagacin de la energa en el vaco

Dicha energa es capaz de penetrar objetos materiales segn sea su intensidad

y la densidad de los mismos. Dejando de lado las caractersticas del cuerpo

irradiado, el haz penetrar ms profundamente a medida que sea ms

energtico.

Nuestra incapacidad para observar el interior de la mayora de los objetos

materiales est relacionada con el hecho de que el ojo humano interpreta la

radiacin electromagntica comprendida entre longitudes de onda de 400 a 700

nm (1 nanmetro= 10-9 metro) y la energa de dichas ondas no es suficiente

para penetrar el interior de los cuerpos. Nuestra percepcin de los colores y las

formas de los objetos es la capacidad de nuestro rgano de la visin de

interpretar la interaccin de dicha radiacin nicamente con la superficie de los

mismos.

Para acceder visualmente al interior de la mayora de los cuerpos materiales es

necesario iluminarlos con energas de menores que las visibles. En ese caso

es necesario incorporar un instrumento capaz de interpretar la interaccin de

dicha radiacin con el objeto y decodificarla para nuestra visualizacin e

interpretacin.

13

Un ejemplo tpico lo constituyen las denominadas imgenes mdicas. La

tcnica consiste en perturbar distintas partes del organismo con energa lo

suficientemente importante como para que pueda atravesar el interior del

mismo e interactuar con su estructura interna. Por fuera se ubica un

instrumento capaz de interpretar dicha interaccin y adecuarla para que sea

entendida por nuestros ojos.

Sobre este concepto fundamental se desarrollaron diferentes tcnicas que

dieron origen, entre otras, a las modalidades de imgenes mdicas conocidas

como Radiologa, Tomografa Computada, Medicina Nuclear y Resonancia

Magntica.

Estas modalidades surgieron no solo por la utilizacin de distintos rangos de

energa sino que fueron posibles a medida que surgieron las innovaciones

tecnolgicas claves del siglo XX: la electrnica, la qumica y el desarrollo

explosivo de la computacin (Galli, 2004).

Radioactividad

El ncleo de un tomo tiene una configuracin especfica de nmero de

protones (Z), que determinan su identidad qumica, y nmero de neutrones que

suelen variar sin que por ello cambie el elemento. La suma de ambos se

denomina nmero de masa atmica (A). Para un elemento de nmero atmico

Z existen distintas configuraciones con diferentes valores de A (istopos o

nclidos), aunque solo una de ellas ser de carcter estables resto tiende a

alcanzar la estabilidad modificando su relacin de nmero de protones a

nmero de neutrones. El proceso por el cual los elementos de configuracin

inestable procuran alcanzar la estabilidad se denomina decaimiento radioactivo

y el fenmeno es conocido como radioactividad.

La bsqueda de configuraciones estables se efecta segn caminos

determinados que reciben el nombre de emisiones radioactivas. Las principales

que mencionaremos son: alfa, beta positiva (+) y beta negativa (-). Existe otra

emisin asociada a las anteriores que es la denominada transicin isomrica o

14

emisin gamma. No es estrictamente una desintegracin radioactiva pues

luego de emitida la radiacin gamma no cambia el Z del tomo. La transicin

isomrica se produce cuando un tomo en estado excitado o meta estable se

desprende de dicha energa en forma de radiacin electromagntica. Las

distintas situaciones estn esquematizadas en la Tabla 1.1

Beta positivo. Configuraciones con

deficiencia de neutrones. )1 neutrino( YX

AZ

AZ ++ +

Beta negativo. Configuraciones con

exceso de neutrones. )1 noantineutri( YX

AZ

AZ ++ +

Emisin alfa. + YX AZAZ 42

Tabla 1.1: Principales emisiones radioactivas. ( :neutrino)

Decaimiento radioactivo

Dada una porcin de materia formada por tomos de un elemento radioactivo,

en su interior se producirn desintegraciones de los ncleos de dicha sustancia

de manera continua y sin ningn signo que evidencie sobre cul de ellos se

desintegrar en el momento siguiente. Este proceso, imposible de modificar por

la intervencin humana, es por su naturaleza de carcter estadstico y como tal

su dinmica est regida por leyes. La primera y fundamental hace referencia a

que la velocidad a que se produce el fenmeno es proporcional a la cantidad

de ncleos que quedan sin desintegrarse a medida que transcurre el tiempo.

Si llamamos No a los ncleos inestables presentes en el momento inicial to y N

a los ncleos originales an presentes en el tiempo t, la descripcin del

fenmeno radioactivo puede expresarse como:

N/t = - N, donde N = N-N0yt = t-t0 {1.1}

15

es la constante de decaimiento(1/tiempo), propia de cada elemento

radioactivo refiere a la probabilidad de desintegracin en la unidad de tiempo.

El signo negativo en {1.1} expresa que el fenmeno se est frenando a medida

que transcurre el tiempo. Esto es, cuanto menos sustancia para desintegrarse

existe en la muestra inicial, ms lento ser el proceso.

Mediante un simple tratamiento matemtico de la expresin {1.1}, se puede

conocer la cantidad exacta de tomos que quedan sin desintegrarse en cada

momento.

N(t) = N0e-t {1.2}

La expresin {1.2} permite determinar la velocidad a la que dicha sustancia se

desintegra, introduciendo una magnitud denominada Actividad (A).

A(t) =A0 e-t {1.3}

A(t), es el valor de A en cada tiempo t, y al igual que N(t) la evolucin temporal

del proceso conlleva una desaceleracin del mismo, a partir de la actividad

inicial A0 .

La unidad de Actividad es el Becquerel que equivale a 1

desintegracin/segundo (1 Bq = 27x10-12 Curie). Una equivalencia simple de

recordar es que 1 microCi=37.000 Bq.

Existe un parmetro constante para cada istopo radioactivo que constituye un

dato de informacin muy til sobre la caracterstica de dicho elemento, debido a

su interpretacin intuitiva. Se denomina vida media (T) y representa el tiempo

necesario para que una sustancia radioactiva se reduzca a la mitad. Su

expresin matemtica surge tanto de {1.2} como de {1.3}, calculando el tiempo

necesario para que N(t) o A(t) se reduzcan a la mitad de su valor original.

T = ln 2 / {1.4}

16

Lo interesante de este parmetro es que no depende de la cantidad de

sustancia presente. Siempre tardar el mismo tiempo para reducirse a la mitad

de la cantidad existente en el momento en que se inicie la observacin.

Atenuacin de la radiacin electromagntica La radiacin electromagntica interacta con la materia que atraviesa mediante

mecanismos que provocan una disminucin de la intensidad de la radiacin

(energa/unidad de tiempo/unidad de rea) en un proceso conocido como

atenuacin de la radiacin.

La relacin entre el haz incidente (Io) y el haz emergente (I) luego de atravesar

un medio material, es de tipo exponencial:

I = I0 e-x

{1.5}

donde (1/longitud) es el coeficiente de absorcin lineal de la materia, y x su

espesor.

Esta expresin se cumple nicamente en el caso de que el haz de energa se

encuentre perfectamente colimado, que la radiacin sea monoenergtica y la

densidad del medio constante. En el caso de la radiacin atravesando el

cuerpo humano, el haz interacta con distintos medios absorbentes (hueso,

tejido blando, grasa) cada uno con su propio espesor y coeficiente de

atenuacin, por lo que la expresin {1.5} debe considerar dichas situaciones.

Interaccin de la radiacin electromagntica con la materia Existen tres mecanismos fundamentales de interaccin: Absorcin fotoelctrica,

Dispersin Compton y Formacin de Pares. Esos procesos implican la cesin

de energa al medio que atraviesan y una modificacin fuerte de las

17

caractersticas del haz de radiacin incidente a medida que se van produciendo

los distintos tipos de interaccin mencionados.

El efecto fotoelctrico describe la emisin de electrones por parte de una

sustancia que es irradiada con energa electromagntica (Figura 1.1). Es un

proceso de trasferencia de energa del fotn incidente a un electrn atmico.

Originalmente el fenmeno se observ en la superficie de los metales, pero

luego pudo comprobarse que el proceso se produca en cualquier material,

siempre y cuando la energa del haz incidente (E0), fuera igual o mayor que la

energa de extraccin del electrn (). El remanente de la misma, se transfiere

al electrn en forma de energa cintica (Ee-) segn puede observarse en la

expresin {1.6}.

Debido a que la energa de ligadura es normalmente del orden de algunos

centenares de eV y que la energa de la radiacin electromagntica suele ser

del orden de los centenares de miles a millones de eV, los electrones suelen

ser despedidos a velocidades altsimas debido a que son expulsados con una

energa muy similar a la energa del fotn incidente.

Ee-= E0 + {1.6}

Figura1.1: Representacin esquemtica del efecto fotoelctrico

La absorcin fotoelctrica es un fenmeno dominante cuando fotones de

relativamente baja energa (E) atraviesan materiales de alto nmero atmico

18

(Z). La ecuacin {1.7} es una simple aproximacin a la verdadera descripcin

cuantitativa de la probabilidad de que se produzca este proceso ( )

= Constante* 5.3/ EZ n

{1.7}

El exponente n oscila segn los modelos matemticos entre 4

Figura1.2: Representacin de la dispersin Compton

La distribucin angular de los fotones dispersados est descripta por la

ecuacin de Klein-Nishina, para la que la seccin transversal diferencial de

dispersin (d/d) se expresa como:

[ ]

electrn del clsico radiorcmh

donde

Zrdd

==

+++++=

0

20

2

22222

0

/

)cos1(1)cos1()cos1(1)(

2cos1()

)cos1(11(/

{1.9}

20

Figura 1.3: Grfico polar de los fotones dispersados en la interaccin Compton como funcin del ngulo de dispersin y para diferentes energas incidentes

Cuando un fotn incide en las inmediaciones de la regin nuclear y posee una

energa igual o mayor que el doble de la energa de la masa en reposo del

a

ue ambas partculas desaparecen como tales y se genera un par de fotones

ue son emitidos en una misma direccin pero sentido contrario (Figura1.4).

electrn (1.022 MeV), tiene probabilidad de provocar una reaccin cuya

resultante es la emisin de un positrn y un neutrino.

Dicho positrn se desplaza dentro del medio hasta alcanzar el equilibrio trmico

e interactuar con un electrn. Este proceso se denomina aniquilacin debido

q

q

in de la formacin de pares a partir de la incidFigura1.4: Representac encia de un fotn en el

campo nuclear de un tomo y la posterior aniquilacin del positrn con un electrn dando

origen al par de fotones de 511 KeV cada uno

vo, es que

trn y el electrn se hayan encontrado en reposo, de

o ser as se producen variaciones de dicho ngulo que suelen ser de unos

ocos grados (+/- 2.5).

Por relaciones de conservacin, la energa de los fotones debe, ser igual a la

energa aportada por el conjunto positrn-electrn. Por ese moti

tienen un valor tpico surgido de las equivalencia entre masa y energa

(E=m.c2). Dicho valor es de 511 KeV para cada uno de los fotones.

Lo que suele variar es el ngulo al que salen disparados por el teorema de

conservacin del momento angular. Solo lo harn en direcciones perfectamente

opuestas cuando el posi

n

p

21

Probabilidades segn los procesos de interaccin

En la Figura 1.5 pueden observarse regiones de dominancia de probabilidad de

los distintos tipos de interacciones en funcin del nmero atmico Z del

material absorbente y de la energa del haz de radiacin. El rango de energas

del entorno de los 511 KeV el efecto Compton es dominante para los fotones

que interactan dentro del cuerpo humano donde el Z del elemento con mayor

nmero de protones que se encuentra en una proporcin significativa es el

Calcio (Z=20) con una abundancia promedio del 2.45% en los organismos

animales. Para el caso de los fotones que interactan dentro del cristal, la

robabilidad de interaccin Compton no requiere tanta importancia como la

p

probabilidad de interaccin por efecto fotoelctrico.

igura 1.5: Regiones de probabilidad dominante de distintos tipos de interaccin en funcin del nmero atmico del material absorbente

F

22

Positrones El positrn (+), (antipartcula del electrn) es una partcula de masa y espn

a emisin de un + desde el ncleo es secundaria a la conversin de un

igual al electrn. Su carga elctrica, aunque de similar magnitud, es de sentido

contrario.

L

prot un trn. n en neu

11p+

10n+ 01 ++ (neutrino) {1.10}

La ecuacin general para la emisin de positrones en una reaccin nuclear es: AZ X+ AZ 1 X + 01 ++ +Q (energa cintica) {1.11}

El ncleo residual tiene igual peso atmico (A) y un nmero atmico (Z) inferior

en una unidad. El positrn liberado sufre rpidamente el proceso de

niquilacin debido a que es muy alta la probabilidad de que se encuentre con

n electrn libre.

a

u

23

CAPTULO 2 INSTRUMENTACIN Y ADQUISICIN DE DATOS

n, encontraron luego

Introduccin

La tomografa por emisin de positrones o PET (del ingls, Positron Emission

Tomography) es una tcnica de la medicina nuclear que permite obtener

imgenes tomogrficas de la distribucin de istopos emisores de positrones

dentro del organismo humano (Seemann, 2004: 241-246). Los equipos

involucrados, tambin denominados PET son fruto de tecnologas orientadas a

la cuantificacin de fenmenos fisiolgicos in vivo. Sus sucesivos diseos a

travs del tiempo fueron siempre en funcin de mejorar su resolucin espacial,

sensibilidad y la relacin seal/ruido de sus imgenes sin por ello aumentar

fuertemente los costos de produccin. Estas variables son priorizadas segn se

trate de PET para uso clnico, o para investigacin. Generalmente ha sucedido

que desarrollos pensados para equipos de investigaci

forma de incluirse en modelos de aplicacin clnica a medida que disminuan

los costos de las innovaciones tecnolgicas respectivas.

Tanto los cristales detectores como la electrnica asociada determinan la

performance de la tecnologa PET a tal punto que su evolucin ha marcado

hitos en la calidad de las imgenes que configuran cinco generaciones de

equipos. La primera correspondi al desarrollo de los PET de anillo completo

de INa(Tl) hacia fines de la dcada del setenta. La segunda generacin se

desarroll en 1981 con la aparicin de un PET de cuatro anillos con cristales de

BGO y septas (placas separadoras de los anillos de cristales normalmente

construidas de tungsteno o plomo). En 1985 Se incorpor el mdulo detector y

se continu con el uso de las septas para lograr disminuir la radiacin dispersa

y los eventos Random en la formacin de las imgenes. La cuarta generacin

aparece con el desarrollo de las septas retractables para permitir la adquisicin

24

2D y 3D. Finalmente la quinta generacin impuso un PET sin septas

nicamente diseado para adquirir 3D y con una resolucin espacial en el

lmite fsico del mtodo a partir de utilizar detectores en forma de grillas cada

vez ms pequeas. La degradacin de los eventos Random y dispersados se

resolvi con la incorporacin de los cristales detectores de LSO que permiten

, lo que permiti

la medicina, a la industria farmacutica y la biologa formular preguntas hace

lgunos aos imposibles de ser pensadas. (Champley, 2011).

r seis detectores extensos o las cmara

gamma de dos cabezales adaptadas para trabajar con 511 KeV que estn

prcticamente en desuso (Figura 2.1).

obtener un buen rendimiento lumnico, resolucin energa y tiempo de

decaimiento (Eriksson, 2004).

El desarrollo de la tecnologa PET como la conocemos hoy da tom

aproximadamente cincuenta aos en los que desde la electrnica, la

computacin, la qumica se fueron dando pasos para poder obtener imgenes

capaces de relatar fenmenos biolgicos a niveles moleculares

a

a

Geometra del PET de anillo completo

Si bien la fsica de deteccin del producto de la aniquilacin del par e+/e-

determina que los cristales detectores de los equipos que operan con emisores

de positrones tengan una estructura frontal, a lo largo de la historia del diseos

de equipos PET pueden observarse varios modelos cuya geometra bsica

puede ser de anillo completo o parcial, en cuyo caso debern rotar en torno del

paciente. Existen modelos formados po

25

Figura 2.1.Disposicin geomtrica de cristales y grupos de sistemas electrnicos de deteccin (Fototubos). a: Sistema doble cabezal. b: Sistema de anillos parciales. c: Sistema Hexagonal.

d: Sistema de anillo completo

Coordenadas y planos tomogrficos

Al igual que en otras modalidades de imgenes, las imgenes de PET se

muestran en tres planos tomogrficos. Plano transversal o transaxial (x,y),

plano sagital (y, z) y el plano coronal (x, z). El eje z es conocido como eje axial.

En la Figura 2.2 puede observarse la posicin de los ejes en relacin al plano

formado por la ubicacin de los detectores en el eje axial.

26

Figura 2.2: Representacin de los ejes en un PET de anillo completo

Campo de Visin Axial

El campo axial de visin FOV (del ingls, Field of View) est definido en base a

un nmero mximo de detectores opuestos con que cada detector puede

entrar en coincidencia formando un haz cuyo ancho a la altura del centro

geomtrico del conjunto de detectores es el FOV (Figura 2.3). Su medida

depende del diseo del equipo y de la cantidad de detectores que se admiten

para aceptar los eventos de coincidencia. En la Figura 2.3, el sistema admite

27

las interacciones producidas por 7 detectores opuestos a cada uno de los 16

que forman el anillo.

Figura 2.3: FOV de un PET de anillo completo

Cristales Detectores La calidad de un PET depende fuertemente de la calidad de sus detectores.

stos trabajan sobre la base de integrar la energa que un fotn incidente

deposita en su interior y luego convertirla en seal elctrica para su medicin

(Humm, 2003:1574-1597).

Un detector ideal debe tener alto poder de frenado o sea, alta probabilidad de

que los fotones de 511 KeV que incidan en su interior sean totalmente

absorbidos, alta resolucin espacial para definir con la mayor precisin posible

el primer punto de interaccin (para el caso de que la absorcin se produzca

mediante interacciones Compton mltiples), poseer buena resolucin de

28

energa para rechazar los eventos Compton y buena resolucin temporal para

garantizar una alta tasa de conteo.

La distribucin de la energa que los fotones depositan en el detector puede

observarse en una grfica conocida como espectro de energas (Figura

2.4).Aun cuando la radiacin que se origina en el proceso de aniquilacin sea

monoenergtica, el espectro tiene una amplia gama de variaciones de

energas debido a dos razones:

a) Interacciones producidas con medios materiales tanto de manera previa

a la incidencia del haz en el detector (en el cuerpo del paciente), como dentro

del mismo.

b) Fluctuaciones estadsticas en las etapas del proceso de conversin de

energa depositada en el detector a la intensidad de la seal producida.

Figura 2.4: Espectro de una fuente de 22Na con un detector de INa(Tl) que decae con emisin

de positrones en el 90% de los casos. Como el decaimiento se produce al primer estado

excitado de 22Na, el espectro presenta (adems del pico de aniquilacin) un pico en 1275 keV

29

Hasta el momento, los materiales que han tenido xito son los detectores de

centelleo inorgnicos activados. Se dividen en dos grandes grupos segn estn

activados por pequeas cantidades de impurezas agregadas o la activacin la

produzcan elementos constituyentes del material. Al primer grupo pertenecen

los cristales de INa:Tl (yoduro de sodio activado con talio), el Lu2SiO5:Ce

(ortosilicato de lutecio activado con cerium LSO) y el Y2SiO5:Ce(ortocilicato

de itrium activado con cerium - YSO) . El Bi4Ge3O12 (germanato de bismuto

BGO) pertenece al segundo grupo junto con el ortocilicato de gadolinio (GSO)

muy apreciado por su alta sensibilidad con lo que se permite reducir

fuertemente el tiempo de adquisicin de los estudios (Townsend, D. (2004)),

(Hasegawa, B.H.(1991), (Jhon, L.H.(2003).

Todos ellos se caracterizan por producir radiacin en el rango del espectro

visible, como expresin del depsito de energa de distintas magnitudes. En

otras palabras, son conversores de diferentes rangos de energa de la

radiacin electromagntica en luz visible, cuya intensidad es proporcional a la

energa recibida.

Las caractersticas centrales que debe tener un detector de fotones de alta

energa, como es el caso de los detectores para PET son:

a) Alto poder de frenado para garantizar eficacia en la deteccin.

b) Pulso de luz de estructura angosta.

c) Buena resolucin energtica para detectar con eficiencia los fotones que

inciden sobre el detector.

d) Corto tiempo de decaimiento para garantizar una alta tasa de conteo.

e) Buena luminosidad para generar seales de alta calidad.

La bsqueda de nuevos detectores para los equipos PET es uno de los

aspectos ms dinmicos de las innovaciones en este tipo de equipos debido a

la importancia que tienen en la determinacin de la calidad de las imgenes.

Constantemente se estn ensayando nuevos materiales de los cuales uno de

30

los ms promisorios al momento es el BaF2 (fluoruro de bario) debido a su

extremadamente corto tiempo de decaimiento (Tabla 2.1).

Propiedad INa(Tl) BGO LSO BaF2 GSO

Nmero Atmico 51 74 66 54 59

Coefic. Lineal Atenuacin (cm-1) 0.34 0.92 0.87 0.44 0.62

Densidad (g/cm3) 3.64 7.13 7.4 4.89 6.7

Intensidad de luz (% INa(Tl)) 100 15 75 5 30

Contante de decaimiento (ns) 230 300 40 0.8 65

Higroscpico S No No Leve No

Interaccin FE (511 KeV) (%) (*) 18 41 33

Relacin FE/Compton (*) 0.23 0.77 0.54

Tabla 2.1: Propiedades de algunos de los detectores de centelleo utilizados en PET.

(*) Hwww.group.slac.stanford.edu/ais/publicDocs/presentation113.pdfH (26/11/2012)

Cuando un fotn de 511 KeV incide en el cristal, aproximadamente un 39 % de

ellos son eventos verdaderos (Ver: Tipo de eventos). O sea que ms de la

mitad de los fotones que inciden son absorbidos por mltiples interacciones

dentro del cristal. Esta proporcin es fuertemente dependiente de la geometra

del cristal puesto que con su tamao aumentar la probabilidad de que se

produzcan mayor cantidad de interacciones dentro de su estructura. Por otro

lado, a medida que aumenta la longitud de los cristales se perturba la

resolucin temporal debido a que la luz debe viajar mayor distancia hasta la

superficie de los fototubos. La cantidad de interacciones Compton a las que

pueda dar origen la incidencia de un fotn es tambin dependiente del lugar en

el que ste haya interactuado debido al ngulo de incidencia. Si el fotn

proviene del centro del FOV, incidir en el centro del mdulo detector (Ver:

Mdulos detectores) e interactuar con el cristal de la regin central del mismo.

Si proviene de otros puntos del FOV incidir con diferentes ngulos y tiene

probabilidad de atravesar ms de un cristal hasta terminar de depositar su

energa. En lo equipos diseados para investigacin existen hoy da varios

enfoques para resolver el problema, aunque todos buscan conocer el DOI (del

31

ingls, Depth of Interaction) para inferir el tiempo requerido por el fotn para

llegar a la superficie del fototubo. En las interacciones mltiples slo es posible

conocer un centroide representativo de los distintos puntos de dichas

interacciones. Una de las soluciones propuestas para la identificacin del

primer punto de interaccin es el diseo de un detector formado por sucesivas

capas de cristales con distintos tiempos de decaimiento lo que permite

identificar el DOI segn la forma del primer pulso generado para cada

interaccin. Otra forma de solucin al problema es el diseo de sensores en

ambos extremos del cristal de manera tal que una relacin entre la intensidad

de la seal de ambos permita inferir la profundad a la que se produjo la

interaccin.

Los dispositivos para cuantificar la produccin de luz de los mdulos de

deteccin son de dos tipos: los fototubos (FT), o los semiconductores basados

en fotodiodos. En ambos casos la seal lumnica producida por la absorcin del

fotn gamma de 511 KeV es convertida en un voltaje elctrico proporcional a la

intensidad de la luz producida en la interaccin.

Los FT son los ms antiguos y difundidos por varias caractersticas: gran

capacidad para captar bajos niveles de intensidad de luz, alta ganancia (del

orden de 106), baja cantidad de ruido, rpida respuesta y bajo costo.

Figura2.5: Esquema bsico de un fototubo

32

Bsicamente consisten en un tubo al vaco que tiene en el extremo que linda

con el cristal detector una regin diseada para optimizar la captura de luz.

Estos destellos tienen energa suficiente para arrancar electrones del ctodo.

Debido a la diferencia de potencial existente dentro del tubo, stos son

impulsados hacia una cascada de dinodos que se encuentran cada uno

respecto del otro a una diferencia de potencial positiva. Finalmente, desde el

nodo emerge una seal elctrica proporcional a la cantidad de luz que

originalmente se deposit en el detector (Figura 2.5).

En lneas generales un fotodetector debe tener alta eficiencia de deteccin,

capacidad de produccin de una gran amplificacin de la seal que recibe y

produccin de una seal de salida de estructura angosta.

Mdulos detectores Los primeros PET constaban de un FT por cristal detector. En esas condiciones

de 1:1, la resolucin espacial mejora con la disminucin del tamao de los

cristales, pero el nmero de los FT aumenta en la misma proporcin lo que

hace muy compleja la electrnica del sistema (Turkington, 2001, 4-11). Con el

objetivo de abaratar costos se comenzaron a desarrollar sistemas de cristales

asociados a un grupo de fototubos, los que comparten la electrnica en una

estructura denominada mdulo detector (Figura 2.6). Generalmente el cristal

detector (30 mm de profundidad generalmente) es una nica pieza tallada con

ranuras ortogonales, de manera tal que genera un frente de pequeos cristales

de seccin cuadrada que suelen tener entre 3 y 6 mm de lado. El mismo est

adosado a una estructura de fototubos (normalmente 4) que son quienes

proveen las seales elctricas para calcular la posicin de la interaccin del

fotn en el cristal.

33

Figura 2.6: Forma tpica de un mdulo de deteccin

La posicin (x, y) del punto de interaccin es determinada simplemente por el

principio Anger:

DCBADCBAy

DCBADBCAx +++

++=+++++= )()(;)()(

Con la incorporacin del mdulo detector se agreg un borroneo en la imagen

producto de una cierta incerteza en la determinacin de la posicin del evento

que se traduce en una disminucin de la resolucin espacial. Esta

caracterstica es conocida como Efecto de Bloc (del trmino en ingls, Block

Detector) y se debe a las mltiples interacciones que puede tener un nico

fotn en varios cristales del mdulo, al aumento del ruido electrnico por la

presencia en el mdulo de, generalmente 4 fototubos, y a errores en la

identificacin de la localizacin en la matriz del cristal (Tomic, 2005:599-605).

En particular las mltiples interacciones son un factor importante dado que para

la energa de 511 KeV (especialmente para el caso del INa(Tl)) la probabilidad

de interaccin por Compton, al menos una vez, es significativa.

34

Deteccin por coincidencia - Colimacin electrnica - Lneas de

Respuesta La formacin de la imagen en el PET obedece al principio elemental de la

medicina nuclear. Administrar al paciente un istopo radioactivo que se

concentre mayoritariamente en una regin del organismo para que, a partir de

la emisin de energa en el proceso de desintegracin pueda ser ubicado

geogrficamente desde el exterior, dando fe de esa forma de procesos

fisiolgicos o metablicos.

Para el caso particular del PET, el istopo utilizado es emisor de positrones y

su ubicacin dentro del cuerpo del paciente se produce a partir de la deteccin

del producto de la interaccin de dicho positrn con un electrn libre del medio

que es un par de fotones de 511 KeV cada uno, que salen disparados en

direcciones opuestas. Debido a este principio fsico, la geometra de deteccin

est predeterminada a formarse a partir de, al menos, un par de detectores

enfrentados en relacin al cuerpo del paciente. Esa geometra recibe el

nombre de deteccin por coincidencia. La inferencia de que se ha producido un

evento de aniquilacin requiere de una electrnica capaz de asignar una

coordenada temporal a cada uno de los fotones que inciden sobre el sistema y

ubicar aquellos pares que lo hacen con una diferencia de tiempo entre s igual

o menor a un intervalo temporal que recibe el nombre de ventana temporal ().

La ventana temporales un intervalo de tiempo tan pequeo (del orden de los 6-

10 nanosegundos) que permite concluir que ambos fotones provienen de un

mismo proceso de aniquilacin motivo por el cual se denomina a este proceso

colimacin electrnica, dado que se ubica la lnea de incidencia de los fotones

sin necesidad de interponer ningn elemento estructural delante de los

cristales. La posicin del evento estar en algn punto de la lnea que une

ambos cristales a la que se denomina LOR (del ingls, Line of Response).

Los dos fotones producidos en una aniquilacin inciden en los cristales de

mdulos opuestos los que a su salida producen seales elctricas que son

analizadas por el AAP (Analizador de Altura de Pulso). Si las mismas incidieron

35

con una diferencia temporal

Tipo de eventos

La calidad de una imagen est ligada fuertemente no slo a la cantidad de

eventos con que se ha generado sino que tambin a la calidad de los mismos.

Los que contribuyen a la seal (informacin relevante para la formacin de la

imagen) son los denominados eventos verdaderos (EV). Son aquellos que

responden a la situacin ideal de la deteccin de fotones por cristales opuestos

provenientes de un proceso de aniquilacin y que no hayan sufrido

interacciones previamente a arribar al cristal.

Los fotones que s han sufrido un proceso de interaccin previo a su arribo al

cristal, aportan ruido a la imagen y disminuyen su contraste debido a que los

circuitos de posicin malinterpretan las coordenadas del punto de aniquilacin.

Estos son los denominados eventos dispersados (ED). Para obtener una

imagen con menor aporte de eventos ED es necesario un equipo con buena

resolucin energtica de manera tal que pueda trabajar con una ventana de

adquisicin menor sin por eso perder demasiada informacin de los EV. Otra

estrategia para disminuir la presencia de ED es interponer una barrera fsica

entre anillos sucesivos del escner (septas interplanares).

Los eventos random (ER) se producen por la incidencia en un par de

detectores opuestos de dos fotones provenientes de procesos de aniquilacin

diferentes pero que inciden dentro de la ventana temporal del equipo (Figura

2.8).

La tasa de conteo de ER detectados es proporcional al producto de la tasa de

conteo (S) en cada detector y a la ventana temporal ().

R = 2**S1*S2

Segn puede concluirse de la expresin anterior, al aumentar la actividad

administrada al paciente y por ende, la actividad presente en el FOV, la

presencia de ER en la formacin de la imagen aumenta de manera cuadrtica,

lo mismo que sta disminuye al poder contar con equipamiento que tenga

menor . Su distribucin en el FOV es aproximadamente homognea

37

aumentando el ruido estadstico y sobreestimando la actividad presente en el

objeto de estudio.

Los eventos mltiples (EM) son eventos donde un par surgido de una

interaccin llega a cristales opuestos en la misma ventana temporal en la que

incide otro fotn, producto de otra interaccin en la que se ha dado

originalmente la absorcin Compton de uno de los fotones. En ese caso hay

tres fotones que inciden en la misma ventana temporal por lo que ante la

imposibilidad del equipo de discriminar cual es el par verdadero, desecha todos

los eventos.

Este hecho est relacionado con la situacin en la que se adquieren estudios

en pacientes donde se ha administrado mayor cantidad que la definida en los

protocolos correspondientes. Se obtienen imgenes ms borrosas y con menos

contraste que los casos en los que se trabaja con las cantidades debidas de

actividad, porque esos datos estn relacionados con la entre otros parmetros

(Bailey, 2005).

Figura 2.8: Esquema de las situaciones posibles. a: Eventos Verdaderos. b: Eventos Random.

c: Eventos Dispersados. d: Eventos Mltiples

38

Tiempo de vuelo

El concepto de tiempo de vuelo o TOF (del ingls, Time of Flight) hace

referencia a la posibilidad de determinar el tiempo exacto en el que se produce

la incidencia de cada par de fotones provenientes de una misma interaccin

e+/e- en cada uno de los cristales en los que hayan incidido y poder as

calcular la diferencia temporal de dicha incidencia. En base a esa informacin

es posible determinar el punto de origen de los fotones con relacin al centro

del FOV (Figura 2.9). Para comprender la importancia de tal informacin se

debe recordar que las LOR plantean una direccin en la cual se ha producido

dicha interaccin pero no determina en que punto de la misma. El TOF reduce

a un x la imprecisin en la posicin de los eventos respecto del centro del

FOV en cada LOR.

.

Figura 2.9: Determinacin del TOF

39

La idea de incorporar el TOF para la determinacin de las coordenadas de

origen de los fotones, se remonta a comienzos de la dcada del sesenta, sin

embargo debieron suceder aproximadamente veinte aos para poder contar

con la tecnologa necesaria para incluir otro tipo de cristales y electrnica de

deteccin en los equipos que tuvieran las caractersticas fsicas necesarias

para registrar dicha informacin.

Los primeros equipos que incorporaron esta tecnologa utilizaron cristales de

Fluoruro de Cesio (CsF) y Fluoruro de Bario (BaF2). Hacia la dcada del

noventa surgieron cristales como el orto silicato de lutecio (LSO) y el

ortosilicato de lutecio con impurezas de itrio (LYSO) que a la vez que sostener

una alta resolucin temporal y buena produccin de seal luminosa

garantizaron una resolucin y sensibilidad del tipo de la obtenida con los

originales cristales de BGO. Complet la posibilidad de introducir el TOF en

equipos comerciales el desarrollo de algoritmos de reconstruccin 3D en modo

lista en los que se pudo introducir las caractersticas del equipo en el mismo

algoritmo (Ver: Adquisicin y Organizacin de los Datos: Modo Lista).

La diferencia entre las imgenes obtenidas por equipos con y sin TOF se

evidencia muy claramente en los estudios en pacientes obesos o muy

corpulentos de regiones internas de su organismo, como puede ser la

deteccin de cncer de colon. Otros estudios concluyen que las mejoras se

encuentran en una reduccin del ruido de fondo de las imgenes, con una

disminucin del tiempo de procesamiento porque disminuye el nmero de

iteraciones necesarias en la etapa de aplicacin de los algoritmos de

reconstruccin estadsticos. Se sugiere tambin que los beneficios se notan

ms claramente cuando se agrega la funcin de respuesta al impulso del

equipo como dato (Kadrmas, 2009).

Otro de los beneficios de la utilizacin del TOF es que existen estudios que

afirman que las imgenes obtenidas con equipos con el sistema incorporado

evidencian menos la influencia de errores en las correcciones de atenuacin o

normalizacin que aquellos que no lo tienen (Conti, 2011).

40

Adquisicin 2D y 3D

La obtencin de la imagen de PET es un proceso intrnsecamente

tridimensional dado que se produce a partir de una emisin de positrones

desde una fuente volumtrica en todas las direcciones del espacio. Los

primeros diseos buscaron definir una adquisicin en planos 2D

fundamentalmente por limitaciones de carcter electrnico y de computacin.

A partir de fines de la dcada del ochenta comenzaron a disearse sistemas

formados por ms de un anillo de detectores con la idea de aumentar el campo

axial de visin y as poder obtener imgenes de un rgano en una nica

adquisicin, particularmente se pens en la dimensin necesaria para visualizar

el cerebro y el corazn.

La adicin de mltiples anillos permiti aumentar la sensibilidad incorporando

LOR generadas entre cristales de diferentes anillos. En particular, se trabaj en

un principio en la incorporacin de LOR pertenecientes a anillos vecinos, lo que

permiti definir planos virtuales, denominados planos indirectos. Los planos

generados entre cristales pertenecientes a un mismo anillo se denominan

planos directos (Figura 2.10).

El aumento de anillos trajo aparejado un incremento del nmero de ER y ED.

Una solucin a este problema es la incorporacin de septas de tungsteno

configurando una adquisicin en modo 2D. La longitud de las septas (1-2 mm.)

y el ancho de los cristales determinan el ngulo de aceptacin de las LOR y la

mxima cantidad de ring incluidos. En el modo 2D la mayor cantidad de anillos

incorporados es del orden de tres o cuatro.

Otra opcin es la adquisicin 3D donde son removidas las septas. En este caso

es posible definir como planos oblicuos a todas las posibles combinaciones

entre LOR de todos los anillos. Esto trae aparejado un aumento descomunal

del nmero de LOR y al mismo tiempo un aumento considerable de radiacin

dispersa y eventos random en los datos. Para que una adquisicin 3D sea

efectiva en cuanto a aumentar la informacin sin al mismo tiempo degradarla

es necesario incorporar al software tcnicas de compensacin de la ER y ED al

tiempo que tambin se limita electrnicamente la cantidad de planos. El modo

41

de adquisicin 3D (Figura 2.9 b) es especialmente indicado para adquirir

imgenes de bajas concentraciones de actividad dado que aumenta la

sensibilidad hasta 8 veces, con lo que se disminuye el ruido de las imgenes y

mejora la relacin seal/ruido. Aunque se incrementa la proporcin de ED y ER

con lo que se produce una reduccin del contraste de las imgenes y una

merma en la exactitud de las cuantificaciones. Prueba de ello es que la FD en

la adquisicin de una fuente lineal inmersa en un fantoma cilndrico de 20 cm

de dimetro lleno de agua, pasa de 15% en modo 2D a 40% en modo 3D. Por

este motivo es que la adquisicin 3D pudo extenderse a partir de que se

incorporaron eficientes correcciones de ED por lo que el aumento de

informacin recay fundamentalmente en un aumento de EV (Visvikis, 2005).

Figura 2.10: a) Representacin de planos directos e indirectos en un PET de 8 anillos. b) Representacin de las LOR consideradas en una adquisicin modo 3D

42

CAPTULO 3

ORGANIZACIN DE LOS DATOS, CARACTERIZACIN Y CORRECCIN DE LA IMAGEN

La forma en que los datos son adquiridos y organizados tiene gran influencia

en el tipo de algoritmos de reconstruccin tomogrfica a aplicar. Una de las

formas bsicas es la organizacin de los mismos segn su posible punto de

origen dada la lnea que une cada par de cristales opuestos. Esta forma de

organizacin se denomina sinograma.

Sinograma

Si bien la adquisicin de la informacin en los equipos PET es de configuracin

convergente, los datos son reorganizados segn ngulos predeterminados de

manera tal de poder considerar conjuntos de proyecciones provenientes de

haces paralelos formados por las LOR del sistema. Cada LOR est identificada

en funcin del ngulo () de las mismas en el plano del anillo, del ngulo ()

en la direccin del eje axial y de la distancia al punto de referencia (d), ubicado

en el centro del gantry (Figura 3.1).

Figura 3.1. a) Muestra de una LOR (d, ) en un PET de un anillo completo ( = 0) con cristales pequeos. Derecha. Seleccin de LOR segn su ngulo. b) De izquierda a derecha y de arriba

abajo = 0, 30, 45 y 90en un PET de un anillo completo con cristales pequeos

43

Para cada cristal, la cantidad de LOR posibles con los cristales opuestos es (N-

1), siendo N el nmero total de ellos. En la prctica solo se consideran aquellas

que estn puedan aportar informacin sobre la distribucin de actividad en el

cuerpo del paciente (Figura 3.2).

Figura 3.2. LOR efectivamente incluidas en un PET de un anillo completo

La informacin global de los datos adquiridos es almacenada en una matriz

denominada sinograma. El sinograma muestra de manera organizada las LOR

como funcin del ngulo de la misma y de la distancia al punto de referencia

(Figura 3.3). La organizacin de la informacin en sinogramas constituye una

herramienta muy til no solamente para la aplicacin de los algoritmos de

reconstruccin sino tambin como mtodo de anlisis en la aplicacin de

programas de control de calidad del equipamiento y para la inclusin de

correcciones de los datos relacionadas con las caractersticas del equipo

(Turkington, 2001b).

44

Figura 3.3: a) Proyecciones paralelas a 0 y 270 de un estudio seo efectuado con 18FDG. b) Sinograma del estudio de un corte a la altura de la pelvis

Michelograma

Se denomina Michelograma a la representacin matricial del modo de

adquisicin de un PET de mltiples anillos, desarrollado por el cientfico

Christian Michel en la Universidad Catlica de Lovaina, en la que cada punto

representa un sinograma.

Si la adquisicin es en modo 2D, el Michelograma tiene la forma de la Figura

3.4 a, donde solamente figuran los sinogramas de los planos directos de un

PET de 16 anillos, donde puede verse que en esas condiciones de adquisicin

de trabajar con 16 sinogramas. La Figura 3.4 b. muestra una adquisicin 3D

plena donde todos los 256 sinogramas intervienen en la formacin de la

imagen. La Figura 3.4 c. muestra la organizacin de un PET de igual cantidad

de anillos con un span de 7 y con la incorporaciones de planos indirectos

representados por la lnea que une los detectores correspondientes a anillos

diferentes. El span refiere a la distancia entre el patrn de relaciones entre

45

anillos que se repite cada un determinado nmero de anillos, en este caso cada

7 anillos.

Figura 3.4: a) Adquisicin en modo 2D sin planos indirectos. b) Adquisicin 3D. c) Adquisicin en PET de mltiples anillos donde estn pautadas las LOR que son tomadas como una nica

Modo Lista

Las modernas tcnicas de imgenes moleculares requieren de avanzar sobre

las limitaciones que tradicionalmente ha presentado la modalidad PET. En

particular, sobre el conflicto tradicional entre aumentar la resolucin temporal

sin degradar las imgenes por una baja estadstica de conteo, compromiso

muy presente en el caso de los estudios dinmicos, particularmente indicados

en el anlisis de procesos fisiolgicos y metablicos. Estos procesos estn

descriptos por compartimientos relacionados por constantes especficas que

pueden estar referidos a regiones de la imagen o directamente a voxels

individuales. Dado que los procesos en anlisis se refieren generalmente a

cinticas que afectan a algunas clulas de tejido cuyo tamao es menor que las

dimensiones del voxel, sucede que el proceso se desarrolla dentro del mismo a

velocidades que requieren de captaciones dinmicas de informacin muy

rpidas.

El desafo es entonces, obtener imgenes de alta resolucin temporal, alta

resolucin espacial y al mismo tiempo de alta calidad.

46

Por otro lado, debido al aumento vertiginoso de la cantidad de cristales,

justamente para el aumento de la resolucin espacial, el requerimiento

computacional ha crecido de manera tremenda. Basta como ejemplo el

mencionar que un equipo dedicado con adquisicin 3D con 119.808 cristales

tiene 10.816 sinogramas posibles y para los tiempos normales de adquisicin

el nmero de LOR posibles es tan alto que el promedio de cuentas/LOR es

mucho menor que la unidad (Nichols, 2002).

En ese sentido, almacenar informacin en todos los LOR posibles es poco

efectivo a la par que tremendamente costoso en trmino computacionales.

La forma de adquisicin y almacenamiento de los datos en modo lista es una

de las herramientas de mayor efectividad para el sostenimiento de la calidad de

las imgenes y la posibilidad de manipulacin de la informacin necesaria. Es

una forma de almacenamiento de los datos, uno a uno, segn la secuencia

temporal en la que han sido registrados por el equipo. La informacin

almacenada para cada evento, es normalmente la identificacin de los dos

cristales involucrados en la deteccin por coincidencia, el tiempo en el que la

misma se produjo y la energa. Es posible tambin almacenar mayor cantidad

de informacin como el TOF, la profundidad de interaccin (DOI) y la energa.

Finalizada la adquisicin es posible organizar los datos en mltiples frames

segn la duracin deseada. Es tal la cantidad de informacin a manipular,

incluso en el modo lista, que se est avanzando en el diseo de unidades

grficas de procesamiento capaces de efectuar gran parte de los clculos en

forma paralela (Pratx, 2006).

En el modo lista, las imgenes se generan voxel a voxel asociando a cada uno

de ellos un modelo terico esperable de la distribucin temporal del

radiofrmaco asociada al modelo en estudio, afectada tambin por la

distribucin de Poisson no estacionaria.

Esta forma de obtencin de las imgenes requiere de algoritmos de

reconstruccin robustos y capaces de tener la misma calidad frente a una muy

variada cantidad de informacin, particularmente en los estudios dinmicos y

cuando se aplican las correcciones de radiacin dispersa y sustraccin de

eventos random (Rahmim, 2005). Por otro lado, es tanta su efectividad que

47

permiten la aplicacin de la tcnica, en particular, en el caso de estudios con

animales de equipos con resolucin espacial submilimtrica (Walledge, 2002).

Correccin de los datos. Normalizacin

Para poder cuantificar una imagen de PET es necesario que la misma est

liberada de la mayor cantidad de artefactos para lo cual, en principio es

necesario que todos las LOR que se utilizan para la reconstruccin de la

imagen hayan sido corregidas atendiendo a la sensibilidad individual de los

cristales y a las caractersticas geomtricas del equipo. Entre ellas cuenta un

papel central la falta de alineamiento de los cristales que es crtica aunque

sean diferencias inferiores al milmetro.

El proceso de correccin de estos factores es conocido como Normalizacin

del cual surgen factores de correccin individuales para cada LOR que se

denominan Coeficientes de Normalizacin.

El coeficiente de normalizacin (CN) de cada LOR depende bsicamente de la

eficiencia de cada cristal involucrado en dicha LOR, la alineacin de los

cristales, su posicin dentro del mdulo al que pertenecen cada uno de ellos,

un factor de escala referido al par de planos axiales a los que pertenecen los

cristales y a la distancia de la LOR al centro del FOV (Badawi, 1998), (Bailey,

1996).

La alineacin de los cristales tiene consecuencias directas en la aparicin de

artefactos sobre el corte transaxial (x,y). Cuando la falta de alineamiento se

produce en la direccin x, puede observarse directamente en el sinograma de

una fuente uniforme bandas intermitentes oscuras y brillantes en posicin

vertical que se produce por la mala asignacin de la localizacin de las LOR.

La falta de alineacin en direccin y tiene como consecuencia una

discontinuidad en el sinograma de una fuente puntual ubicada fuera del centro

del eje axial, un artefacto aproximadamente similar a un mal Centro de

Rotacin en el SPECT.

48

Los CN se obtienen efectuando la adquisicin de una fuente de calibracin sin

la presencia de ningn cuerpo fsico en el FOV del equipo (trmino que se

suele utilizar en ingls, blankscan).

Dado que el nmero de LOR es muy alto y la estadstica de cuentas necesarias

para concluir determinaciones con relativamente poco ruido es alta, el tiempo

necesario para efectuar una calibracin es demasiado por lo que desde un

principio surgieron propuestas de disminucin del tiempo de adquisicin

aplicando modelos simplificados del clculo de los CN.

La normalizacin se efecta por mtodos directos o indirectos. Los mtodos

directos refieren al clculo de los CN invirtiendo el nmero de cuentas de cada

LOR. Los mtodos indirectos calculan los CN atendiendo a caractersticas

geomtricas y de sensibilidad de los detectores. Hacia fines de la dcada del

ochenta, Casey M. and Hoffman E. (Casey, 1986) propusieron e implementaron

una tcnica para el clculo de los CN por mtodos indirectos. Estos modelos

trabajan en lneas generales aplicando secuencialmente factores geomtricos

de los cristales y factores de eficiencia de los mismos para cada LOR.

Los factores geomtricos son obtenidos de la adquisicin de una serie de

fuentes lineales ubicadas simtricamente en 8 posiciones angulares (). La

eficiencia es calculada a partir de las adquisiciones de un cilindro uniforme

lleno con una solucin de 68Ge variando los tiempos de adquisicin necesarios

para adquirir desde aproximadamente 1 cuenta/LOR hasta 35 cuentas/LOR.

Estas adquisiciones son corregidas segn factores geomtricos de los cristales

utilizando los datos obtenidos a partir de las fuentes lineales. Posteriormente se

adquiere una nueva imagen del cilindro con alta densidad de cuentas y se crea

una imagen de bajo ruido corregida por los factores geomtricos de los

cristales. La normalizacin con una fuente volumtrica tiene la dificultad que

introduce indefectiblemente radiacin dispersa en el clculo de los CN.

La normalizacin no debe ser adquirida con cada estudio, sin embargo debido

a degradaciones de los parmetros a lo largo del tiempo de vida del equipo

hace necesario incluir la determinacin de los CN como parte del programa de

control de calidad del equipo.

49

Sensibilidad

La sensibilidad de un PET es la proporcin de pares de fotones emitidos desde

el cuerpo del paciente que llegan a producir un evento de coincidencia.

Si bien la sensibilidad del PET se caracteriza por su alto valor, esta capacidad

no pudo ser plenamente utilizada hasta que se desarrollaron tcnicas de

reduccin de los ER y ED y as poder recurrir a la adquisicin 3D aumentando

de manera importante la estadstica de las imgenes.

La adquisicin en modo 3D tiene el inconveniente de que la sensibilidad no es

constante a lo largo del eje axial sino que es mxima en el plano central del

mismo, disminuyendo de manera simtrica hacia ambos lados por lo que deben

implementarse tcnicas para corregir el fenmeno.

Respecto de las LOR provenientes del mismo anillo o de anillos diferentes,

solamente la presencia de planos directos garantizar la totalidad del campo de

visin axial (adquisicin 2D). En la medida en que se acepten planos oblicuos

separados por mayor cantidad de anillos, el campo de visin axial comenzar a

disminuir provocando un efecto conocido como truncamiento. Este efecto se

produce porque comienzan a quedar fuera mayor cantidad de anillos perifricos

a medida que aumenta la distancia entre los mismos para la aceptacin de los

planos oblicuos.

La sensibilidad es un parmetro que depende en parte del diseo del equipo y

en parte en los parmetros de adquisicin del estudio.

Entre los primeros se encuentra el radio de los anillos (R) y la longitud de las

septas (L). Entre los parmetros de adquisicin del estudio uno de los

elementos determinantes es la longitud en la direccin axial del estudio (Z).

El aumento de la estadstica de conteo no sostiene la proporcin del tipo de

eventos. Los EV, ED y ER, dependen de manera diferente de las variaciones

de diseo del equipo.

50

( ) LZ ER R) x /(LZ ED RZ EV 22 // 32 {3.1}

Puede observarse que un aumento en la longitud axial del estudio provoca un

aumento en todos los eventos con la tendencia a aumentar de manera

diferencial la presencia de ER. Sin embargo, estos se encuentran modulados

por la longitud de las septas (en el caso de adquisicin 2D), al igual que los ED

(Derenzo, 1980).

Fraccin de dispersin La Fraccin de Dispersin (FD) es la relacin existente entre los ED y los

eventos totales. Expresa la relacin entre los eventos que han interactuado por

Compton tanto en el cuerpo del paciente como en el gantry y los componentes

del PET como en el interior de los detectores. A nivel prctico, su valor es

calculado considerando una fuente de baja actividad de manera tal que el

aporte de los ER pueda ser considerado despreciable a fin de que intervengan

en la determinacin de FD fundamentalmente los EV y ED.

FD = ED/Eventos Totales

Segn las condiciones de adquisicin este valor suele oscilar entre un 15% en

las adquisiciones 2D hasta un 50% en las adquisiciones 3D. Es un valor

altamente dependiente fundamentalmente del tamao y densidad del objeto,

del ngulo de aceptacin, del discriminador de energas y de la distribucin del

radiofrmaco, por lo que no suele ser un parmetro muy significativo a la hora

de efectuar comparaciones entre diferente tipo de imgenes. Es posible utilizar

la FD como parmetro de comparacin de calidad de equipamiento, definiendo

previamente parmetros de adquisicin de manera estndar.

51

Pico NEC

El nmero total de eventos registrados al finalizar la adquisicin de un estudio

de PET est formado por EV, ER, EM y ED. Una adquisicin tendr mejor

calidad en la medida que los EV sea mayores en relacin a los ER y ED. El pico NEC (del ingls, Noise Equivalente Count) es un parmetro til para

efectuar comparaciones sobre la calidad estadstica de los datos de una

adquisicin (Bailey, 2005b).

)(2 EREDEVEVNEC ++= {3.2}

El pico NEC es proporcional a la relacin seal/ruido de una imagen por lo que

este valor sirve como parmetro para comparar la calidad de diferentes equipos

y para determinar la ptima cantidad de actividad a administrar a un paciente,

de manera tal que la imagen tenga un mnimo nivel de ruido debido a la

estadstica de adquisicin.

Contraste de la imagen El contraste de una imagen es una caracterstica fundamental para su

interpretacin visual. Una imagen altamente contrastada permitir distinguir con

claridad sus diferentes estructuras e intensidades lo que posibilitar un

diagnstico ms seguro.

Las imgenes digitales permiten cuantificar el contraste obteniendo un valor

que expresa el grado de diferenciacin entre distintas regiones de la misma. Se

lo utiliza de manera importante para evaluar el contraste entre zonas que se

desean comparar cuantitativamente. Por ejemplo, el contraste entre una regin

posiblemente patolgica y su entorno considerado como valor de referencia

52

Se conocen varias formas de cuantificar el contraste (C), aunque todas tienden

a expresar como fraccin o porcentaje la relacin entre las regiones

mencionadas. Una de las expresiones ms comunes es (Figura 3.5):

%6.12100*10771387

100*

=+=

==

=

10771387C

s/mm1077cuenta B Regins/mm1387cuentaA Regin

BBAC

2

2

Figura 3.5: Determinacin del contrate entre dos regiones de la imagen

La determinacin del contraste debe ser efectuada cuidadosamente,

atendiendo a los mltiples factores por lo que se ve afectado, sabiendo que la

exactitud de sus resultados est fuertemente ligada a la densidad de cuentas

de las regiones analizadas en particular y de la totalidad de la imagen en

general.

El contraste de una imagen se define a partir del nmero de cuentas con que

se haya adquirido la imagen, el muestreo de la misma, la correcta

administracin de actividad al paciente en cuanto a actividad especfica y forma

de administracin, el tiempo necesario entre dicha administracin y el inicio del

estudio y finalmente el tipo de algoritmo de reconstruccin y los distintos

tratamiento de la imagen final. La aplicacin de filtros pasabajos en general

disminuye el contraste de la imagen, por lo que deben ser cuidadosamente

aplicados.

Por otro lado, tanto la atenuacin como la radiacin dispersa colaboran a

distorsionar el verdadero contraste entre regiones de una imagen como la

influencia que tiene la resolucin del equipo cuando el tamao de la regin

involucrada es de su mismo orden (Ver: Efecto del Volumen Parcial).

Respecto de la cantidad de actividad total a inyectar en cada estudio, es

fundamental el conocimiento del pico NEC del equipo, para garantizar que se

est aportando al equipo un flujo de fotones en el cual sea ptima la proporcin

de eventos verdaderos por sobre los restantes.

53

El fondo de la imagen, afecta al contraste y depende de la radiacin dispersa

presente en la misma, el que fundamentalmente se origina en el cuerpo del

paciente. Una forma de correccin es la disminucin de la amplitud de la

ventana de adquisicin sin embargo, hay que tener en cuenta que esto

disminuye al mismo tiempo la eficiencia de conteo. Otro elemento relativo al

paciente en cuanto al contraste de la imagen, es su movimiento. Cualquier

movimiento del paciente, voluntario o involuntario, genera la superposicin de

zonas del cuerpo en lo que ser un mismo corte. Un caso tpico y de mucha

importancia en la calidad de las imgenes, es el de los estudios cardacos,

donde los movimientos de sstole y distole por un lado y los producidos por el

desplazamiento vertical del corazn de manera solidaria con el diafragma

durante los ciclos respiratorios, disminuye de manera inaceptable, el contraste

de la imagen. Esto ha encontrado solucin, al menos para el caso de los

movimientos de distole y sstole mediante la adquisicin de estudios

sincronizados con la seal del ECG. Algunos equipos PET estn incluyendo

correctores del movimiento diafragmtico pero no estn muy difundidos hasta

el momento (Chung ,2006).

Limitaciones del mtodo

Las caractersticas del proceso de emisin de positrones y deteccin a partir

del fenmeno de la aniquilacin conlleva la presencia de dos factores de

degradacin de las imgenes; rango y no-colinealidad que son en s mismos

una expresin del lmite de la resolucin del mtodo, independientemente de

toda variable tecnolgica.

La reaccin nuclear que produce la emisin de un positrn implica

transformaciones energticas importantes que conllevan a que dicha partcula

salga emitida con una energa cintica del orden de algunos MeV y recorre

alguna distancia antes de termalizarse y capturar un electrn. El camino

recorrido, en trminos estadsticos, luego de mltiples interacciones, hasta

54

alcanzar el equilibrio trmico con el medio se denomina, rango del positrn

para una sustancia y un medio determinado (Tabla 3.1) (Cho, Z. H., (1975).

Istopo 11C 13N 15O 18F

Vida Media (minutos) 20,4 10 2,03 109,8

Mxima Energa del e+ (MeV) 0.959 1.194 1.738 0.633

Energa media (KeV) 385 491 735 248

Rango (mm) 1,7 2 2,7 1,4

Produccin Ciclotrn Ciclotrn Ciclotrn Ciclotrn

Tabla 3.1: Propiedades fsicas de los principales emisores de positrones utilizados en la

tcnica PET/CT

Debido a que el centro de masa del positrn-electrn no est exactamente en

reposo cuando se produce la aniquilacin, los fotones no se emiten a 180

entre s sino que tienen cierta desviacin producto de las leyes de conservacin

de masa y energa, fenmeno conocido como no-colinealidad y que tiene un

valor aproximado de +/- 0.5

Tanto el rango como el fenmeno que da origen a la no-colinealidad son

factores que no dependen de la tecnologa de la deteccin y ambos

contribuyen a limitar sensiblemente la calidad del mtodo.

Resolucin Espacial

La resolucin espacial es el mayor lmite de descripcin de un objeto por un

sistema de imgenes, en relacin a las caractersticas del equipo y al propio

proceso de medicin. En el caso del PET, la resolucin est limitada por dos

procesos fsicos como son el rango del positrn y no la colinealidad de los

fotones.

55

La caracterstica del equipo que ms influye sobre este parmetro es el tipo y

geometra de los cristales detectores. Respecto de la calidad de los mismos,

son ptimos aquellos que tienen alto poder de frenado para garantizar una

buena sensibilidad, corto tiempo de decaimiento para posibilitar alta tasa de

conteo y buena luminosidad para producir seales elctricas de calidad (Ver

Cap 1. Detectores). El poder de frenado debe ser tal que tenga una alta

seccin eficaz transversal del efecto fotoelctrico y baja para el efecto

Compton.

Desde el punto de vista de la geometra de los cristales, a menor tamao,

mayor resolucin espacial. El primer mdulo detector que utiliz el principio

Anger para la ubicacin del punto de interaccin fue de BGO y tena una

dimensin de 6 x 14 x 30 mm3. Hoy da esos valores se encuentran

aproximadamente en 2 x 2 x 30 mm3para los cristales de ltima generacin. Es

igualmente importante el posicionamiento de los cristales en el anillo dado que

por su forma de posicionamiento en el mismo, es posible que incidan fotones

de manera tal que puede asignarse la interaccin a un cristal equivocado,

produciendo un borroneo cuya magnitud depende en parte del tipo de cristal.

Siempre en lo relativo a la geometra anular de la disposicin de los cristales,

existe otro factor conocido como error de muestreo, que se origina por el hecho

de que las mltiples LOR que atraviesan el FOV del PET no estn igualmente

distribuidas en toda la superficie del plano transversal, por lo que algunos pixels

son atravesados por muchas LOR y otros por menos. Este efecto es

especialmente importante en el centro del FOV (Figura 3.6 a).

La resolucin de una imagen depende tambin del algoritmo de reconstruccin

utilizado. En general el algoritmo de RPF (Retroproyeccin Filtrada) degrada

ms la resolucin que los modernos algoritmos estadsticos. La RPF fue el

primer mtodo implementado debido a su rapidez, simplicidad y al poco

requerimiento computacional, sin embargo el nivel de ruido de sus imgenes,

hace hoy da imposible continuar con su uso, dados los estndares actuales de

calidad de las imgenes. Los mtodos estadsticos no aportan los artefactos de

la RPF y logran imgenes con mejor contraste y relacin seal/ruido. (Ver,

Obtencin del Corte Transversal)

56

Finalment