237Julio-Septiembre 2009

ARTÍCULO DE REVISIÓN

Física e instrumentación de laTomografía por Emisión dePositrones/TomografíaComputarizada

1 Del Departamento de Medicina Nuclear y PET y 2 del Curso PET/CT UNAM del HospitalÁngeles del Pedregal. Camino a Santa Teresa No. 1055, Col. Héroes de Padierna, 16700,México, D.F.Copias (copies): Dr. José Antonio Serna Macias E-mail jserna@saludangeles.com

Anales de Radiología México 2009;3:237-242.

Dr. José Antonio Serna Macías,1

Dra. Ma. Consuelo Izquierdo Fierros2

continúa en la pág. 238

RESUMEN

Antecedentes: La Tomogra-fía por Emisión de Positrones(PET) proporciona imágenes ypermite estudiar de forma cua-litativa e incluso medir y cuan-tificar diversos procesos bio-químicos en función del radiofármaco utilizado. Las imáge-nes de Tomografía Compurati-

zada (TC), presentan limitacio-nes como es la diferenciaciónentre tejido tumoral o fibróticocomo consecuencia de trata-miento quirúrgico.

Conclusión: El PET/CT esuna tecnología en continua evo-lución. En el futuro se esperannuevos diseños, mecanismosmás rápidos, con mayor poderde detección, cristales centellea-

Antecedentes del PET/CTLa tecnología PET/CT (Tomografía por Emisión de

Positrones-Tomografía Computarizada) consta de untomógrafo híbrido que combina dos técnicas diferen-tes de imagen PET y TC, en un único dispositivo (Fi-gura 1).

La PET proporciona imágenes funcionales y permiteestudiar de forma cualitativa e incluso medir y cuantifi-car diversos procesos bioquímicos (metabolismo celu-lar, flujo sanguíneo, síntesis proteica, receptores, etc.)en función del radio fármaco utilizado, pero aunque elPET tiene una gran resolución de contraste, su resolu-ción espacial es baja (en el rango de 4-6 mm y con lalimitación física de 2 mm).1

Por el contrario la TC constituye una técnica de ima-gen estructural con una alta resolución espacial quepermite un reconocimiento anatómico casi exacto y quecuando se administra contraste intravenoso ofrece in-formación sobre el flujo vascular y sobre la permeabili-dad tisular. Sin embargo, las imágenes de TC presen-tan serias limitaciones como es la diferenciación entretejido tumoral o fibrótico como consecuencia de trata-

miento quirúrgico y/o radioterapéuticos recibidos pre-viamente o en la caracterización de adenopatías tumo-rales que no hayan sufrido cambios de tamaño o en lavaloración de metástasis hepáticas isodensas. Así queal combinar ambas técnicas en un sistema integradonos permite corregistrar ambos tipos de imágenes ana-tómicas y metabólicas permitiendo suplir las carenciasde una con los beneficios de la otra (Figura 2).

dores con mejores característi-cas físicas.

Palabras clave: Tomografíapor Emisión de Positrones, To-mografía Computarizada, imá-genes.

Figura 1.

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viene de la pág. 237

ABSTRACT

Background: PositronsEmission Tomography (PET)provides images and allowsqual i tat ively studying andeven measuring and quanti-

Para poder entender el principio de esta tecnologíaexplicaremos concretamente sobre aspectos físicos delas radiaciones ionizantes, el decaimiento radiactivo, laforma de detección de los equipos PET/CT y la impor-tancia de la corrección de atenuación con fuente exter-na y con el componente CT del equipo híbrido.

Física e instrumentaciónSe ha descrito ampliamente sobre los átomos y la

estructura de las moléculas, los cuales representan laspropiedad físicas y químicas de los elementos.

Con lo que respecta a la estructura del átomo, ensu núcleo se encuentran los protones (P) y neutrones(N) por lo que un núclido es una combinación especí-fica de P y N dentro del núcleo; a esta combinación sele describe como número atómico o Z (que indicara elnombre del elemento). Por otro lado, se encuentranlos electrones orbitales (e). Cuando estos átomos seencuentran en equilibrio, es decir P + N = e, el átomose encuentra estable. En la tabla periódica de los ele-mentos existen 110 estables de los cuales 83 son na-turales.

Los elementos que no son estables son los radionú-clidos, los isótopos con diferentes formas de un mismoelemento, es decir son aquellos que poseen igual nú-mero atómico, pero diferente número másico. Existe unatabla de elementos inestables, los cuales son aproxi-madamente 2000, en dicha tabla se encuentran bási-camente seis tipos de elementos dentro de los que te-nemos:

a) Emisores preponderantemente beta positivos deexistencia no demostrada.

b) Emisores de positrones, los cuales son los que seutilizan en el equipo PET.

c) Isótopos estables.d) Emisores preponderantemente beta negativos.e) Emisores beta positivos y beta negativos.f) Emisores preponderantemente alfa, los cuales no

tienen uso en la práctica médica.1,2

En la naturaleza existen básicamente tres tipos deradiaciones:

• Partículas Alfa. Las cuales son núcleos de he-lio (2P y 2N), estas partículas son altamente da-ñinas y muy poco penetrables, incluso puedenser detenidas con una hoja de papel; aunque enforma líquida o gaseosa producen alta daño alos tejidos y como se refirió anteriormente no sonútiles con fines médicos.

• Partículas Beta. Son aquellas que tienen elec-trones con carga negativa (electrones) y cargapositiva (positrones) son medianamente pene-trantes y estas últimas partículas son principiofísico de la aniquilación de pares en el cual sesustenta las bases de los equipos PET.

• Partículas Gamma. Son radiación electromagné-tica, altamente penetrable y muy poco dañina, mo-tivo por el cual es usada con fines de diagnósticomédico en Medicina Nuclear Convencional.1,2

Figura 2.

fying several biochemical pro-cesses in terms of radiationdrug used. Computed Tomo-graphy images (CT), hassome limitations as the diffe-rentiation between tumoral orfibrotic tissue as a consequen-ce of surgical treatment.

Conclusion: PET/CT is a te-chnology continuously evolving-

New designs, faster mechanis-ms, with higher detection power,scintillation crystals with betterphysical characteristics are ex-pected.

Key words: Positrons Emis-sion Tomography (PET), Com-puted Tomography, imaging.

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PET/CT

Principio físicoEl elemento más utilizado en las imágenes PET es

el flúor 18 (emisor de positrones) que es un elementoinestable y que emite positrones al tratar de alcanzar suestabilidad, estos positrones emitidos interactúan con loselectrones del tejido, produciendo una aniquilación posi-trón - electrón, emitiendo dos fotones, cada uno de 511kev, que salen en un ángulo aproximado de 180 grados.

Dentro de los tejidos lo que sucede después deaplicar el radionúclido por vía intravenosa es la emi-sión de un positrón que viaja a corta distancia, tenien-do una interacción similar como la del electrón lo quegenera que la partícula interactúe, excitando y ionizan-do átomos cercanos, cuando el positrón ha perdido casitoda su energía, éste interactúa con el electrón máscercano, resultando en la creación de dos fotones. Estaaniquilación nos da una conservación de energía ma-teria y momento, lo que se refiere a la producción dedos partículas que se aniquilan y se separan en direc-ción opuesta1,3,4 (Figura 3).

En las imágenes PET como en cualquier otra técni-ca de imagen no todos los eventos adquiridos contribu-yen para la señal, las contribuciones del ruido de fondoincluyen una serie de fotones que se dispersan antesde su detección y fotones de dos aniquilaciones no re-lacionadas, las cuales son erróneamente asignadas auna señal lineal de emisión del positrón.

En la adquisición de las imágenes existe el eventode dispersión en el cual uno o ambos fotones van inte-ractuar en el tejido antes de que alcancen los detecto-

res, por lo tanto, este evento es asignado incorrecta-mente a una línea de unión entre ambos detectores. Elnivel de dispersión que primero se debe al efectoCompton (dispersión de la energía residual), se carac-teriza principalmente por la fracción de dispersión, elruido de dispersión y el número total de eventos.

Otro evento que está en relación con la radiación defondo son las coincidencias al azar (Random) que sonfotones pares p1 y p2 de una aniquilación de pares dediferentes eventos no correlacionados, que llegan a losdetectores dentro del mismo tiempo de ventana electró-nica (2p), la cual define a la coincidencia per se. El índicede coincidencias al azar se incrementa linealmente ycuadráticamente con la amplitud de la ventana, exceptoen rangos muy pequeños, con el índice de fotones úni-cos interactuando en los detectores (Figura 4).

Estos procesos de radiación de fondo introducen unperjuicio en la reconstrucción de las imágenes, que pue-de ser reducido y eliminado por la medición o la modela-ción de cada uno de los procesos, aunque generalmentea expensas o incremento del ruido de la imagen.

Los fotones dispersos pueden en un principio seridentificados desde la pérdida de energía en los proce-sos de dispersión y rechazados usando un simple um-bral de energía simple; sin embargo, la resolución de laenergía de los equipos PET actuales es incapaz de dis-tinguir en forma certera los fotones de 511 kev. disper-sos de los no dispersos, por arriba de cierto umbral deenergía que puede ser tan bajo como 350 kev de algu-nos centelleos, por lo tanto en adición a un umbral debaja energía sofisticado, modelos de corrección de dis-persión han sido diseñados para quitar la dispersiónresidual perjudicial.4,5

Figura 3.

Fotón γ

Fotón γ

Isótopo inestable

Positrón Electrón

Figura 4.

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La dispersión de fondo no puede ser medida directa-mente y, por lo tanto, debe ser estimada de los datos ob-tenidos. En una imagen típica de PET, aun después decolocar un umbral de baja energía, la fracción de los even-tos totales de la imagen que son por coincidencia disper-sa es de 8 a 10% en una imagen bidimensional (2D) y porarriba de 45% en una imagen tridimensional (3D).3

El índice de coincidencias al azar son proporciona-les al cuadrado de la radiación que incidentalmenteactúa sobre los detectores. Esta radiación no sólo al-canza el campo de visión del equipo (FOV) también laradiación fuera del FOV del equipo.

El evento al azar puede ser estimado de los índices so-los y del tiempo de la ventana de coincidencia o de la medi-ción directa de los eventos adquiridos tardíamente y que seencuentran fuera de la ventana del tiempo6,7 (Figura 5).

La ventaja de la medición directa de los eventosRandom es que estos se pueden contar en cualquiervariación espacial en la distribución, mientras que ladesventaja es que, como una medición, ésta incremen-ta el ruido de la imagen cuando los eventos Ramdonson sustraídos de los eventos guías.5,8

Detectores/cristalesEl detector PET ideal se debería caracterizar por un

alto poder para detener los fotones incidentes de 511KeV (el de Germanato de Bismuto(BGO) es de 1,280kcps/mCi/mL; el de Oxiortosilicato de Lutecio (LSO) de780 y el de Oxiortosilicato de Gadolinio (GSO) de 700)por su capacidad para producir un corto y muy intensohaz de luz (foto fluorescencia) por medir de forma exactala energía y tener un tiempo muerto corto.

Los tipos de cristales más frecuentemente utilizadosen los detectores PET son el GSO, BGO y el LSO, esteúltimo aporta mayor contaje que los anteriores y permiteadquisiciones más rápidas, de 2-3 min por cada posiciónde la camilla sin comprometer la capacidad de detecciónde las lesiones en comparación con los 4-6 min que re-quiere la PET con cristales de BGO6-8 (Figura 6).

Reconstrucción de las imágenes PET/CTLas imágenes PET son reconstruidas por el procedi-

miento iterativo y se dispone de ellas pocos minutosdespués de finalizar su adquisición.

Diversos efectos físicos pueden alterar la interpreta-ción de los estudios PET, entre ellos el de mayor in-fluencia es el ocasionado por la atenuación de los foto-nes, tanto en la valoración cualitativa como cuantitativade dichas imágenes. Las imágenes sin corrección de laatenuación presentan el característico anillo de aumentoaparente de intensidad a lo largo de la periferia del cuer-po y una menor captación en los órganos internos. Lalimitada resolución espacial del estudio PET general-mente conduce a una sobreestimación del tamaño dela lesión, con un incremento en la captación respecto alos tejidos adyacentes. Además la forma de las lesio-nes puede estar distorsionada en la imágenes no co-rregidas por atenuación. Por todo ello es importanterealizar la corrección de la atenuación que es impres-cindible para el análisis semicuantitativo de la capta-ción del radiotrazador, por ejemplo, para el cálculo delSUV (valor estandarizado de captación).7,8

Esta corrección de atenuación de los datos de emi-sión se realiza mediante un mapa de atenuación creadoa partir de los estudios de transmisión. En los tomógra-fos PET dedicados, la corrección de atenuación se reali-za con el Scan de transmisión adquirido con una fuenteexterna de Ge-68, con un bajo flujo de fotones monoe-nergéticos de 511 KeV, mientras que en los PET/CT losdatos de transmisión derivan de la TAC3,5,8 (Figura 7).

Existen algunas diferencias entre la corrección de laatenuación realizadas con TC y con Ge-68:

• Por un lado, el proceso de corrección de la ate-nuación a partir de la TC presenta la ventaja derealizarse en mucho menos tiempo que con elScan PET de transmisión (entre 2 a 15 min porFOV), lo que reduce de manera significativa eltiempo global del estudio de los 45-60 minutosque puede tardar un PET a los 10-20 minutos deun PET/CT. Esto además de mayor comodidadFigura 5.

γ2 LOR

Coincidencias aleatorias

γ2γ2

γ1 γ2

γ2

γ1

γ2

LOR

LOR

Dispersión de fotones

Figura 6.

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para el paciente, supone un incremento o efi-ciencia de la prueba de 25 o 50% según variosautores.6-8

• Por otro lado, las imágenes de emisión obteni-das por TC ofrecen una mayor resolución es-pacial, mayor contraste y menos ruido que lasobtenidas por PET dedicado. El mapa de ate-nuación generado a partir de TC es de alta cali-dad estadística lo que contribuye a reducir losartificios debidos al ruido en el proceso de co-rrección de la atenuación. Esto se traduce enuna mejor localización anatómica de las lesio-nes además del corregistro simultáneo con lasimágenes PET.9

• La atenuación de los fotones de aniquilaciónde 511 KeV ocurre por efecto de dispersiónCompton mientras que la atenuación de foto-nes de los rayos X del CT que son de menosenergía se producen fundamentalmente porefecto fotoeléctrico, la probabilidad de que seproduzca el efecto fotoeléctrico aumenta de for-ma exponencial con el número atómico efecti-vo elevado a cuatro y es mayor que el calcio(huesos), bario y yodo (agentes de contraste)en comparación con el agua y tejidos blandos.En cambio la probabilidad de dispersiónCompton se relaciona linealmente con la den-sidad de electrones.7-9

Dado que existe una gran diferencia entre los511 KeV de los fotones gamma procedentes dela aniquilación de los positrones y los fotonesde los tubos de rayos X del CT que oscilan en-tre los 110-140 KeV, éstos no pueden utilizarsedirectamente para corregir los datos de emisiónde PET, por lo que se han diseñado algoritmoscomo la segmentación o el escalamiento paracorregir esta diferencia en los diferentes tejidosy asegurar una adecuada corrección. En casode utilización de contraste parece que la seg-mentación es el mejor método para convertirlos datos de la TC en la creación del mapa deatenuación.10

• La corrección de atenuación realizada confuente de Ge-68 también depende de otrosfactores, por ejemplo, de los filtros emplea-dos en la reconstrucción de las imágenes3,4,10

(Figura 8).

ConclusiónEl PET/CT es una tecnología en continua evolu-

ción. En el futuro se esperan nuevos diseños, meca-nismos más rápidos, con mayor poder de detección,cristales centelleadores con mejores característicasfísicas, incluso que los LSO, que, además de unamejora tecnológica, supongan una reducción en eltiempo de exploración. Otro factor que se espera evo-lucione es la creación y utilización de otros radiofár-macos más específicos que la FDG para los diferen-tes tumores.10

Como toda tecnología nueva es necesario nuevasmejoras en el despliegue de las imágenes y crear nue-vas herramientas de navegación que permitan una vi-sualización de los estudios PET/CT más eficiente, enmenos tiempo y de forma mas intuitiva y sencilla, lo quenos permitirá una mayor utilidad diagnóstica con un granimpacto clínico y económico.1,3,7,10

Figura 7.

Dispersión de fotones

A

B

Transmisión

Figura 8.

Filtro RAMP Sin interferencia Filtro RAMP 1.0 Filtro SHEPP-LOGARN 0.5

Filtro HANN 0.5 Filtro SKEPP-LOGAN 0.25 Filtro HANN 0.25

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