Tomografia Por Emisión de Positrones. Fundamentos y Aplic Clínicas. - Libros de Cátedra
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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 [email protected] 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
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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
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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.
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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.
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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.
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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
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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
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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
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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.
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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
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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.
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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.
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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
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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
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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
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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).
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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
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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.
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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
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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.
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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.
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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.
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( ) 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.
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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
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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.
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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
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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.
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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)
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Finalment