fundamentos pet

8/8/2019 Fundamentos PET

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Tomografa por emisinde positrones (PET):

Fundamentos.

Margarita Nez

Escuela Universitaria de Tecnologa MdicaUdelaR, Montevideo, UruguayComit de Tecnlogos de ALASBIMN

2008


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Tomografa por Emisin de Positrones (PET): Fundamentos

1. INTRODUCCIN.El PET ha sido utilizado ampliamente como herramienta de investigacin en medicinapor varias dcadas, pero desde mediados de los 90 se ha incrementado marcadamente la

disponibilidad de sistemas PET comerciales con progresivo inters en la aplicacin clnica deestos instrumentos. Los sistemas de menor costo capaces de efectuar tanto estudios de SPECTcomo de PET con deteccin por coincidencia, combinada con la acumulacin de evidenciasobre su utilidad clnica especialmente en oncologa, ha contribuido ha este aumento de lademanda.

La tomografa por emisin de positrones implica obtener imgenes a partir deradionucleidos emisores de positrones, aunque la tcnica requiere la deteccin simultnea dedos fotones gama (cada uno de 511 keV). Por tanto, el PET puede ser considerado como unatomografa por emisin de fotn doble en contraste con la tomografa por emisin monofotnica(SPECT). Los radionucleidos que emiten positrones se producen por medio de un ciclotrn (en

vez de un reactor) y aquellos de aplicacin clnica poseen vida media relativamente corta; demanera que el ciclotrn debe estar ubicado a corta distancia de la cmara PET (por ejemplo, eltiempo de traslado para usar Fluor-18, de 110 minutos de vida media, debe ser idealmentemenor a 2 horas de puerta a puerta). El PET permite obtener imgenes funcionales cuantitativasde alta calidad, cuyo valor diagnstico ha ido en aumento.

2. BASES FSICAS.

a) Proceso de aniquilacin.

Las principales ventajas del PET surgen de las propiedades fsicas de la emisin depositrones. Cuando un positrn, electrn cargado positivamente, es emitido desde el ncleo,

viaja una corta distancia perdiendo energa hasta que interacta con un electrn del medio, demodo que ambos seaniquilan (desaparecen). La masa del electrn y del positrn se convierteen energa bajo forma de dos rayos gama (cada uno de 511 keV), que viajan en direcciones

opuestas (a 180).La energa del positrn determina ladistancia que recorre antes de la aniquilacin, pero

siempre el resultado de sta es la produccin de dos fotones de 511 keV. Por tanto, al contrariodel SPECT donde normalmente es emitido un fotn nico en cada desintegracin, en PET esemitidosimultneamente un par de fotones y en consecuencia sudeteccin involucra un par dedetectores en situacin opuesta que debe registrar eventos en un mismo instante de tiempo (osea, encoincidencia).

b) Punto de aniquilacin.

Debido a que dos fotones viajan en direcciones opuestas, el punto de aniquilacin estarubicado en una lnea recta que une ambos puntos de deteccin. Esto significa que lainformacin direccional se puede determinar electrnicamente sin la necesidad de una

colimacin convencional. Al contrario de las cmaras gama, la deteccin no se limita aaquellos fotones que viajan en ngulos rectos respecto al detector y en consecuencia la

sensibilidad es varias veces mayor en PET que para SPECT. La colimacin se mantienenormalmente para separar datos de diferentes planos, sin embargo en cada uno de los planos noexiste una colimacin convencional.

c) Atenuacin.

En la deteccin de fotones por coincidencia, la atenuacin depender solamente delrecorrido totala travs del paciente, pero ser independiente de la ubicacin exacta del evento


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de aniquilacin en la profundidad del tejido. Esto es bastante diferente del caso de SPECTdonde la atenuacin representa un problema importante debido a la dificultad para corregirlamatemticamente.

La deteccin de eventos de positrones necesita la llegada al detector deambos fotones de511 keV. La prdida de cualquiera de los fotones debido a la atenuacin significa que la

deteccin de coincidencia no se llevar a cabo. Por tanto, vemos que el nmero de eventosdetectados depender de laprobabilidadde que ambos fotones alcancen los detectores.

La correccin de atenuacin en PET se basa en que, independientemente de lalocalizacin del evento de aniquilacin, uno u otro de los fotones atravesarn la totalidad delespesor corporal. De hecho, lo mismo se aplica para una fuente de positrones colocadafuera del

cuerpo, situacin en la cual uno de los fotones no ser atenuado mientras que el otro deberatravesar la totalidad del cuerpo. Este hecho permite unamedida directa de la atenuacin paracada trayecto del rayo gama que atraviesa el cuerpo utilizando una fuente de transmisinexterna.

d) Limitaciones fsicas de la resolucin inherentes al PET.

Efecto de alcance. El proceso de deteccin identifica elpunto de aniquilacin, el cualest en una ubicacin remota respecto alpunto de origen del positrn. La inexactitudrespecto

a la verdadera ubicacin del evento depender de la energa del positrn, que determinar ladistancia recorrida antes de la aniquilacin.

Efecto angular. Una limitacin adicional consiste en que los fotones dobles no viajanexactamente a 180 de diferencia sino que existe una leve variacin angular (< 0.5 grados) locual limita adicionalmente la resolucin que puede obtenerse a unos 2-3 mm. Es interesanteque, dado un suficiente nmero de fotones, el SPECT no posee esta limitacin, de modo que enteora, podra conseguirse una mejor resolucin que con PET. La variacin angular esimportante para positrones debaja energa, como por ej.: Flor-18, mientras que este efecto esinsignificante paramayores energas.

Resolucin intrnseca y global. Como en SPECT, laresolucin intrnseca dependerdel propio detector. En caso de un detector en bloque, est definida por el tamao de los

cristales individuales (FWHM x tamao del detector). La resolucin globaldepender delefecto combinado de laresolucin intrnseca , el efecto de alcance y el efecto angular.

Radiacin dispersa. La radiacin dispersa ha recibido mucha atencin en SPECT,mientras que en PET, ha sido considerada un efecto menor, en parte porque, con una geometra

convencional, el nmero de eventos dispersos esrelativamente bajo (< 15%). Sin embargo, consistemas PET tridimensionales que no poseen septos entre los planos, la fraccin de radiacindispersa puede sermayor que para SPECT. Lamayor parte de los eventos dispersos resultarnde la dispersin de slo uno de ambos fotones. La lnea de coincidencia resultante puedeincluso trazarse fuera del cuerpo.

Coincidencia aleatoria. Un tipo de evento caracterstico de PET es la coincidenciaaccidentalo aleatoria. En la prctica, el circuito de coincidencia no es instantneo, sino queacepta dos eventos detectados dentro de una pequea ventana temporal, del orden de 8-12

nanosegundos, para ser considerados originarios de una nica aniquilacin. Dos fotonesdetectados dentro de esta ventana de tiempo sern considerados un nico evento aunque sehayan originado endos aniquilaciones separadas. Elnmero de eventos aleatorios depende dela tasa de conteo debido a que la probabilidad de detectar por casualidad dos fotones norelacionados entre s (o sea, originados de diferentes emisiones de positrones) aproximadamenteal mismo tiempo, se incrementa con una tasa de conteo mayor. Afortunadamente los eventosaleatorios pueden sercalculados omedidos directamente, sin embargo, actan como unafuente

adicional de ruido.

Tiempo de vuelo. Para ser completa, cualquier discusin sobre fsica de PET debeincluir el tiempo de vuelo. Los principios descriptos hasta ahora asumen que los fotones de

aniquilacin son detectados simultneamente. En realidad, ambos fotones viajan a lavelocidad de la luz, pero llegarn en tiempos levemente distintos dependiendo del punto de


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aniquilacin. La electrnica moderna puede detectar esta diferencia de tiempo en un rango delos 500 picosegundos, lo cual slo es suficiente para ubicar directamente el evento deaniquilacin en una regin de 8 cm.

4. INSTRUMENTACIN.

La instrumentacin en PET se ha desarrollado considerablemente desde los primerossistemas diseados. El sistema consiste bsicamente en mltiples detectores en anillo, y cadaanillo contiene un juego de pequeos detectores. El diseo de los sistemas PET ha intentadosatisfacer diferentes objetivos:

La mejora en la resolucin se logra reduciendo el tamao del cristal, sin embargopara evitar que algunos fotones escapen de los cristales pequeos, se han combinado varioscristales en un mdulo o bloqueal cual se acoplan varios tubos fotomultiplicadoresrelativamente grandes. Tpicamente, dos juegos de bloques proveen 16 anillos, cada uno con512 detectores, que luego de la reconstruccin proporcionan 31 planos cubriendo 10.8 cm en

sentido axial. Ms recientemente, los diseos intentan extender la dimensin axial a 15-16 cm. La ubicacin de la interaccin gama se identifica usando una luz compartida entre los

tubos fotomultiplicadores, mientras que la seal sumada del bloque provee informacin de laenerga de modo similar a una cmara Anger estndar. Clsicamente se utilizacolimacin plomada en forma de septos de 1x80 mm, lo cual

reduce significativamente la radiacin dispersa y las detecciones aleatorias. Recientesdesarrollos prescinden de estos septos, de modo que no existe colimacin lo cual mejorapotencialmente lasensibilidad.

Se aplican variascorrecciones a los datos antes de la reconstruccin para corregir lasvariaciones en la sensibilidad del detector, el tiempo muerto, los eventos aleatorios y laatenuacin.

a) Materiales detectores.

Las caractersticas ms importantes de los detectores de centelleo incluyen: alta densidady nmero atmico efectivo, alta produccin de luz y velocidad de respuesta.

El alto nmero msico y el alto nmero atmico efectivo maximizan el poder defrenado del cristaly por lo tanto ladeteccin de las radiaciones. Adicionalmente, un cristal conun alto nmero atmico tendr una mayor proporcin de efecto fotoelctrico que deinteracciones Compton, facilitando la discriminacin de energa de los fotones dispersos.

Laalta produccin de luz reduce la inexactitud estadstica (ruido) en el centelleo y laelectrnica asociada y por lo tanto mejora laresolucin de energa.

Uncristal rpido (con un corto perodo de decaimiento del centelleo) permite el usode ventanas de coincidencia angostas reduciendo la tasa deconteo aleatorio.

En los primeros equipos PET se usaron cristales de yoduro de sodio activado con talio

NaI(Tl). Ms tarde aparecieron los detectores con mayores densidades y nmeros atmicosefectivos como elBGO,LSO y GSO convirtindose en los detectores de eleccin por sumayorpoder de frenado para los rayos gama de 511-keV de la aniquilacin. Entre estos 3 ltimosmateriales, GSO y LSO tienen una ms rpida produccin de luz que el BGO. A su vez, el LSOposee mayor capacidad de produccin de luz y el GSO tiene mejor resolucin de energa ycapacidad de rechazo de scatter.

b) Configuracin de los detectores.

En los PET dedicados, los detectores comnmente estn dispuestos en anillos o endisposiciones poligonales discretas. En dichos sistemas se utiliza deteccin multicoincidenciaen abanico, con cada elemento detector operando en coincidencia con mltiples elementos

detectores opuestos.


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Un bloque detector consiste de una pieza cbica de centelleadores de 2-3 cm de ladoformando un conjunto rectangular de elementos. Los cristales ms pequeos mejoran la

resolucin espacialpero al aumentar el nmero de elementos, la fraccin de la superficie deldetector ocupada por el material de relleno entre los elementos aumenta y por tanto la

sensibilidad intrnseca disminuye.La respuesta del bloque detector no es uniforme. La mayor ventaja del bloque es que

permite una disposicin demuchos elementos detectores pequeos (tpicamente 88 = 64) quepermite utilizar solamente 4 tubos fotomultipliadores (PMTs) en vez de un PMT por elemento,lograndomayor resolucin espacialy minimizando costos.

Las cmaras PET modernas tienen generalmente 3-4 anillos con 100-200 bloquesdetectores cada uno. Cada bloque consiste en un grupo de 66 = 36 a 88 = 64 elementos de44 a 66 mm cada uno, haciendo un total de 10,000 a 20,000 elementos detectores. El

dimetro del anillo va de 80 a 90 cm, el campo de visin transversalde 50 a 70 cm, y el axial(o longitudinal) de 20 a 30 cm, logrando alrededor de 50 imgenes en el plano transaxial de 2

a 4 mm de espesor cada una.

Un desarrollo reciente, alternativo al bloque detector, es la matriz detectora pixelada,donde pequeos elementos individuales (tpicamente de 46 mm de superficie por 20 mm de

profundidad) se conectan a una gua de luz que lleva al bloque de PMTs.c) Adquisicin de datos en 2D versus 3D.

Los PET originales emplearon en los anillos paredes de plomo o tungsteno, o septoscolocados entre los elementos detectores. En estos modelos, llamados 2D PET, los septos

anulares entre los anillos definen plano por plano las lneas de respuesta y eliminan grancantidad de fotones de aniquilacin fuera del plano. Minimizado la contribucin de eventosaleatorios y radiacin dispersa fuera del plano, la calidad de la imagen es optimizada,especialmente para fuentes de gran volumen como el PET de cuerpo entero. Sin embargo, el 2DPET tambin elimina muchos eventos verdaderos y por lo tanto reduce considerablemente la

sensibilidad. Los planos de imagen son reconstruidos dentro del mismo anillo detector y entre

dos anillos detectores adyacentes respectivamente (planos directos y cruzados). Un con 32anillos detectores logra un total de 63 planos de imagen comprendiendo 32 directos y 31cruzados; en general, un equipo conn anillos de elementos detectores brindar un total de (2n 1) planos de imagen.

La sensibilidad puede ser incrementada sustancialmente eliminando los septos eincluyendo eventos de coincidencia en todas las lneas de respuesta (LORs) para todos losdetectores. Un sistema con ~10,000 detectores tendr aproximadamente 100 millones de LORs.Esto es conocido como 3D PET, y es ampliamente usado en los sistemas actuales. La

sensibilidadaumenta aproximadamentecinco veces en PET 3D en relacin con el 2D, pero conun considerable aumento en la tasa de conteo de eventos aleatorios y scatter. Para compensar elaumento de scatter en la tasa de conteo, en PET 3D se requiere detectores con mejor resolucin

de energa y algoritmos de correccin de scatter. Para minimizar el aumento de la tasa de

eventos aleatorios registrados, es necesaria una ventana de tiempo de coincidencia ms corta ypor lo tanto detectores ms rpidos. Todo esto se logra con detectores de GSO y LSO. El

tiempo de procesamiento de los datos para el PET 3D es aproximadamente eldoble que para el2D.

3. PROCESAMIENTO.

a) Correccin del tiempo muerto.

Como todo sistema de deteccin, los equipos PET tienen una prdida de cuentasrelacionada con eltiempo muerto. ste se define como el tiempo requerido para que un sistemade conteoregistre y procese completamente un evento, durante el cual un evento adicional no

podr ser registrado. Como resultado, latasa de conteo medida es sistemticamente menor quela real. Sin embargo, esta prdida de cuentas slo es significativa a tasas de conteo muy altas.


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Para sistemas PET con anillos multidetectores, las cuentas perdidas debido al tiempo muertoson mnimas con las dosis clnicas administradas. A pesar de eso, es rutinariamente aplicadaunacorreccin en tiempo real, para compensar las cuentas perdidas por el tiempo muerto.

b) Correccin de los eventos aleatorios.

Los eventos aleatoriosaumentan la tasa de conteo detectada contribuyendo a eventos decoincidenciacolocados en forma espuria y por tantoreduciendo el contraste y distorsionandola relacin entre la intensidad de la imagen y la concentracin de actividad. La solucin estndarpara corregir los aleatorios consiste en el llamado mtodo de la ventana tarda (delayedwindow), y se basa en el hecho de que los rayos gama que coinciden en forma aleatoriano se

correlacionan temporalmente (no son emitidos simultneamente). El nmero de eventos en laventana tarda brinda una estimacin del nmero de eventos aleatorios en la ventana decoincidencia, lo cual se emplea para sucorreccin aproximada.

c) Normalizacin.

An los sistemas PET con un desempeo ptimo muestran una respuesta no uniforme.Entre los 10,000 a 20,000 elementos detectores en un anillo de un equipo moderno, laspequeas variaciones de espesor, propiedades de emisin de luz, desempeo electrnico, etc,resulta enpequeas diferencias en la tasa de conteo para la misma actividad.

d) Correccin de radiacin dispersa.

Al igual que los eventos aleatorios, el scatter resulta en reduccin del contraste ydistorsin de la relacin entre la intensidad de la imagen y la concentracin de actividad. Elscatter es particularmente problemtico en PET debido a la ancha ventana de energa usadapara mantener unaalta sensibilidaden vista de la relativamente pobre resolucin energtica delos detectores PET.

En el PET 2D, la correccin de scatter es bastante sencilla. Una vez aplicada lacorreccin de aleatorios, las colas perifricas en los perfiles de cuentas de las proyecciones dela imagen, presumiblemente debidas exclusivamente a radiacin dispersa, son ajustadas a una

funcin matemtica y sustradas (deconvolucionadas) del perfil medido para lograr losperfilescorregidos por scatter para la reconstruccin de la imagen tomogrfica. Aunque esta solucinfunciona razonablemente bien para PET 2D y para pequeos volmenes como el cerebro en 3D,en general no es adecuado para PET 3D.

Las correcciones para PET 3D incluyen mtodos basados en doble ventana deenerga, en convolucin/deconvolucin (anlogos a la correccin en 2D PET), estimacin

directa de la distribucin de scatter (con simulacin Monte Carlo), y reconstruccin iterativaincluyendo compensacin de scatter (tambin empleando simulacin Monte Carlo). En lamayora de los sistemas comerciales se ha implementado la simulacin Monte Carlo y la

sustraccin de scatter.

e) Correccin de atenuacin.

Constituye lacorreccin ms importante en PET, sin embargo, una de las caractersticasms atractivas del PET es la aplicacin relativamente fcil de correcciones exactas y precisas

de atenuacin, basada en el hecho que la atenuacin depende solamente del espesor totaldelmedio atenuante.

La adquisicin simultnea de emisin/transmisin es obviamente el mtodo mseficiente y rpido pero puede resultar en tasas de conteo de scatter y aleatorios excesivamentealtas. El mtodo se implementa como sigue:

Sin el paciente presente, se usa una fuente para determinar la tasa de conteo decoincidenciaregistrada en aire como referencia o estudio en blanco. Normalmente la fuente

es rotada durante la adquisicin.


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Estando el paciente en posicin (antes de inyectarse), se obtiene un nuevoestudio detransmisin usando la fuente externa. En este caso, la tasa de conteo de coincidencia es menordebido a laatenuacin corporal.

La tasa de conteo medida correspondiente a la fuente de transmisin se compara conla tasa de conteo sin el paciente (estudio en blanco) a fin de calcular los factores de

correccin para cada posible trayecto en lnea recta que atraviese al paciente. En consecuencia, las medidas pueden ser exactamente corregidas por atenuacin

antes de la reconstruccin. Esto se lleva a cabo multiplicando las cuentas registradas en cadapixel del sinograma por elfactor de correccin calculado para la correspondiente trayectoria.

Debido a esta correccin directa, los resultados del PET se consideran cuantitativos,mientras que, tradicionalmente el SPECT se consideran solamente cualitativos o semi-

cuantitativos.Es interesante notar que los factores de correccin de atenuacin son mayores para

PET que para SPECT. Aunque los fotones de 511 keV sufren menor atenuacin que losfotones de menor energa normalmente usados en SPECT, la atenuacin combinada de losfotones dobles resulta en factores de correccin de hasta 10/cm en el crneo y entre 60 y 100para el resto del cuerpo. Comprese esto con los factores de 2.5 y 5 a 10 respectivamente que se

aplican a SPECT usando 99m-Tc.

f) Reconstruccin de la imagen.

El proceso de reconstruccin propiamente dicho, es esencialmente idntico que paraSPECT. Suponiendo que los datos son adquiridos con un nmero de ngulos suficientealrededor del paciente, stos pueden ser organizados para formar un juego convencional deproyecciones para cada ngulo (o sinograma) y la reconstruccin realizada mediante mtodos de

retroproyeccin filtrada o iterativos.La formacin de imgenes de PET cuantitativas requiere de los siguientes juegos de

datos: un archivo con losdatos de emisin a ser reconstruidos, un archivo denormalizacin paracorregir la respuesta del sistema, un CTo un archivo detransmisin para lacorreccin de atenuacin y el estudio en blanco, tambin para lacorreccin de atenuacin.En el PET 2D, los datos de emisin son lasproyecciones en una dimensin de los planos

adquiridos en los diferentes ngulos relativos al eje longitudinal del sistema. El juego completode datos de proyecciones 2D es usualmente representado como unamatriz bidimensionalen lascoordinadas polares conocida como sinograma en el cual se representa la intensidad de laproyeccin a diferentes posiciones angulares.

En PET 3D, las proyecciones sonbidimensionales (xr,yr). El grupo de datos completo deproyecciones es representado por un juego de sinogramas, con un sinograma por cada ngulo

polar. La magnitud de datos 3D es mucho mayor que los datos 2D, por lo cual es preferiblereducirlos a un tamao ms manejable para la reconstruccin. Esto se logra mediante unproceso llamado re-binningdel juego de sinogramas 3D que lo transforma en un grupo de

sinogramas directos 2D.El mtodo de eleccin actual es el re-binning de Fourier (FORE), basado en la

transformada de Fourier de los sinogramas oblicuos 2D. En contraste a otros mtodos como el single-slice re-binning (SSRB) y el multi-slice re-binning (MSRB), el FORE no puede serrealizado en tiempo realy por lo tanto requiere eljuego de datos 3D completo. Luego del re-binning 2D de los datos 3D, se aplica un algoritmo de reconstruccin 2D que puede ser usado

tanto para los datos 3D como 2D.Es de notar que el procesamiento de los datos de emisin luego de la correccin por

tiempo muerto y eventos aleatorios, o sea la normalizacin, la correccin de scatter y lacorreccin de atenuacin, se realizan habitualmente en el espacio delsinograma.


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Laretroproyeccin filtrada (FBP) contina siendo uno de los mtodos ms usados dereconstruccin de imgenes tomogrficas tanto en SPECT como en PET. El procedimientobsico es el siguiente: a cada proyeccin se aplica una transformada de Fourier del dominioespacial real al dominio de las frecuencias; la proyeccin es filtrada en el espacio de lasfrecuencias utilizando un filtro rampa; a la proyeccin filtrada se aplica la transformadainversa de Fourier del dominio de las frecuencias al dominio espacial; en el espacio real lasproyecciones filtradas son retroproyectadas sobre la matriz de reconstruccin. La imagenreconstruida resultante es inexacta porque el filtro rampa incluye el artefacto en estrella,defectos de muestreo y, por definicin,amplifica el ruido estadstico que cae en las frecuenciasaltas. Para compensar estos efectos se utilizanfiltros pasa-bajo que modifican la funcin rampa,a fin de eliminar resultante tienemenor resolucin especial, es mucho menos ruidosa.

Los algoritmos iterativos intentan refinar progresivamente la estimacin de la distribucin de actividad, en vez de calcular sta directamente. Se basan en la comparacinsucesiva de los datos reconstruidos con los datos originales sobre los cuales sonreproyectados, hasta alcanzar una coincidencia aceptable (convergencia) segn un valorpreviamente especificado. Los algoritmos de reconstruccin iterativa permiten incorporarefectos de atenuacin y scatter. El algoritmo llamado de maximum-likelihood expectation

maximization (MLEM) suprime el ruido estadstico pero se requiere tpicamente un gran nmero de iteraciones para alcanzar la convergencia y por lo tanto los tiempos deprocesamiento son largos. Para acelerar esta lenta convergencia, el algoritmo ordered-subsetexpectation maximization (OSEM) organiza los datos de proyeccin en subgrupospermitiendo una convergencia ms rpida que el MLEM y es actualmente el mtodo dereconstruccin iterativams difundido tanto en PET como en SPECT. El algoritmo row-actionmaximization-likelihood (RAMLA), derivado del OSEM, ha sido implementado parareconstruccin directa de los datos 3D en algunos equipos. El llamado algoritmo 3D-RAMLA,el cual elimina el re-binning 2D de los datos 3D, utiliza elementos volumtricos esfricosparcialmente superpuestos llamados blobsen lugar de voxels. Los tiempos de reconstruccinson bastante largos para los estndares clnicos pero los resultados han sido excelentes.

4. VERIFICACIN DE DESEMPEO.

Se ha desarrollado una variedad de parmetros para caracterizar el desempeo de lascmaras PET y se han propuesto datos de adquisicin detallados y protocolos de anlisis coneste propsito. Los parmetros claves son la resolucin espacial, lasensibilidady la tasa de

conteo equivalente a ruido.

a) Resolucin espacial.

La resolucin espacial general de las cmaras PET (expresada como el FWHM de lafuncin de dispersin lineal) resulta de la combinacin de factores fsicos e instrumentales.Existen muchas limitaciones importantes impuestas a la resolucin por las bases fsicas de la

aniquilacin del positrn con el negatrn.

b) Sensibilidad.

La sensibilidad del sistema (la tasa de eventos medida por unidad de actividadde lafuente) es determinada por la combinacin de la eficiencia geomtrica (la fraccin de radiacinemitida que alcanza el detector) y la eficiencia intrnseca (la fraccin de radiacin emitida quellega al detector y es efectivamente registrada por ste).

c) Tasa de conteo ruido-equivalente (NECR).

ElNECR es un parmetro particularmente importante en el desempeo prctico del PET.El mximo NECR es latasa de conteo ptica para un equipo en particular.


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Para los sistemas 2D, los septos interdetector efectivamente reducen la contribucinde la tasa de conteo por scatter y aleatorios de tal forma que el NECR es esencialmenteequivalente a la tasa de eventos verdaderos. Por lo tanto, para los sistemas 2D, el NECR

aumenta linealmente con la actividadyno existe tasa de conteo o actividad ptima. Para los sistemas 3D, la tasa de conteo de los verdaderos y del scatter son

proporcionales a la actividad, mientras que la tasa de conteo de aleatorios esproporcional al cuadrado de la actividad. Por lo tanto existe una actividad ptima bien definida para losscanners 3D. Cuantoms rpidos sean los detectores y por tanto menor el tiempo de la ventanade coincidencia,menor la tasa de conteo de aleatorios para una actividad dada, y cuanto mayorla actividad a la cual el mximo NECR ocurre, mayor el valor del mximo NECR.

5. SISTEMAS PET EN LA PRCTICA CLNICA.

a) Equipos PET dedicados y PET-CT.

Actualmente, la mayora de los equipos PET comercialmente disponibles incluyencaractersticas tecnolgicas avanzadas como gran cantidad(del orden de miles) de elementos

detectores, adquisicin tridimensional de datos y algoritmos de reconstruccin iterativa,permitiendo estudios cuantitativos de cuerpo entero con una resolucin espacial del orden ~5mm en menos de 20-30 minutos de adquisicin. El diseo prevalerte es con anillos completos

de detectores en bloque o pixelados de BGO, GSO o LSO. Tambin existen sistemas conanillos parciales rotatorios o con grandes detectores poligonales planos o curvos.

Todos los principales fabricantes ofrecen equipos multi-modalidad o hbridos,combinando en un solo instrumento un PET y un CT de gran desempeo. Estos aparatosbrindan un registro casi perfecto de imgenes funcionales (PET) y anatmicas (CT) y estnteniendo gran impacto en la prctica clnica especialmente en oncologa. Aunque generalmentealojados en un gabinete nico, los gantrys en estos sistemas multimodalidad sonindependientes; el respectivo campo de visin de cada uno est separado por una distancia delorden de 1 m y los estudios PET y CT son realizados secuencialmente. En algunos de estos

sistemas, el gantry del PET y del CT estn alojados en forma separada con un espacioimportante entre ellos, lo cual brinda mayor acceso al paciente durante el estudio y disminuyela ansiedad en pacientes claustrofbicos.

Los CT helicoidales multicorte incorporados en los modernos sistemas PET-CT sonextremadamente rpidos, permitiendo la realizacin de un estudio de cuerpo entero en cuestinde segundos o an durante una nica contencin de la respiracin por parte del paciente. Encontraste, el PET esmucho ms lento, requiriendo varios minutos y un cierto nmero de ciclosrespiratorios por cada posicin de la camilla. Se ha demostrado que el uso de CT helicoidalrpido para correccin de atenuacin de estudios PET ms prolongados puede introducir

artefactos tanto de ndole cualitativa como cuantitativa.Lasaplicaciones clnicas del PET en general y del PET-CT en particular estn creciendo

rpidamente, especialmente enoncologa. Con la incorporacin del CT helicoidal de 16 cortes o

ms, es probable que tambin crezcan las aplicaciones en cardiologa ya que permiten laobtencin de imgenes de muy alta resolucin en tiempos insignificantes. Al mismo tiempo, laintegracin de datos de las imgenes de PET y CT est cobrando mayor importancia. Con eladvenimiento de la radioterapia de intensidad modulada (IMRT), el tratamiento oncolgicobasado en la imagenologa funcionalrepresentar sin duda una aplicacin principal del PET-CT. Es probable que deban realizarse algunas modificaciones a los equipos para conseguir unamejorcorrelacin posicionaldel paciente con los sistemas de coordenadas de las unidades deradioterapia.

b) Deteccin de coincidencia (DC).

Aunque en los primeros trabajos de investigacin con PET fueron usadas cmaras gamaconvencionales, slo recientemente fueron introducidos en estos instrumentos sistemas de

deteccin de coincidencia comerciales. Las cmaras de doble cabezalcon detectores opuestos,


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originalmente diseadas para SPECT, pueden ser usadas para detectar los eventos de positronescon el agregado de un circuito de coincidencia, de una manera idntica a como operan losdetectores PET. La gran ventaja de estos sistemas es su relativamente bajo costo y el hecho queel instrumento pueda ser usado tanto para SPECT como para deteccin de coincidencia.

El trmino deteccin de coincidencia (DC) se aplica normalmente a estos sistemaspara diferenciarlos de los instrumentos PET dedicados, sin embargo estos equipos sonesencialmente sistemas PET. La nica diferencia real es que los detectores deben rotar

alrededor del paciente de modo similar a una adquisicin normal de SPECT, mientras que lossistemas dedicados de PET estn usualmente equipados con un anillo completo de detectoresque rodean al paciente.

Las diferencias principales en el diseo de un sistema DC comparado con un SPECTconvencional son las siguientes:

Debe ser adaptado uncircuito de coincidencia de modo que dos detectores opuestospuedan detectar los dos fotones de aniquilacin simultneamente, o sea dentro de un intervalode tiempo muy corto entre ambos. Como el PET dedicado, esta coincidencia es la que define eltrayecto recorrido por los fotones, eliminando la necesidad de uncolimador convencional.

La ausencia de un colimador significa que la sensibilidad de deteccin es muchomayor que la normal, pero esto introduce problemas relacionados a la tasa de conteo ya quepara cada coincidencia detectada existen muchos ms eventos individuales (fotones gamadetectados sin su correspondiente evento de coincidencia). Se han ensayado varias solucionespara mejorar la capacidad de las cmaras al punto que actualmente algunos sistemas decoincidencia son capaces de lograr tasas de conteo de varios millones de cuentas por segundo(compare esto con la mxima tasa de conteo habitual de 60-70 Kctas por segundo tpicas de lascmaras convencionales).

Los fotones de aniquilacin son de 511 keV y para esta energa el poder de frenadodel cristal de Ioduro de Sodio es relativamente bajo. Como resultado, los fabricantes ofrecencristales ms gruesos, a expensas de una leve prdida de resolucin debido a la inciertalocalizacin de algunos de los eventos detectados. A pesar de los cristales ms gruesos, laeficiencia de deteccin es relativamente baja comparada con los de sistemas PET con

detectores BGO o an con cristales ms gruesos de NaI. Los sistemas de coincidencia usualmente operan en modo tridimensional, o sea sin

colimador ni septos entre los planos, aunque se utiliza un tipo de escudo para reducir laradiacin dispersa fuera del plano. Debe recordarse que la ausencia de colimador significa quela resolucin estar definida esencialmente por la resolucin intrnseca de la cmara gama a511 keV (tpicamente 4.5 5.5 mm).

Los detectores rotan a diferentes ngulos alrededor del paciente registrando loseventos de coincidencia en cada ngulo. Los eventos detectados son seleccionados en un modoidntico al de los sistemas dedicados PET formando sinogramas para cada corte, los cuales sonreconstruidos porretroproyeccin filtrada omtodos iterativos.

Aunque los primeros sistemas no incluan la correccin de atenuacin, los msrecientes poseen mtodos utilizando tcnicas similares al PET.

A pesar de lo atractivo que parezca el bajo costo y la versatilidad de los sistemas DC, sulugar en la prctica clnica no parece haberse consolidado. El desempeo de la deteccin porcoincidencia es ms limitado comparado al PET dedicado y existen problemas tcnicos para

detectar pequeas lesiones. Sin embargo, la introduccin de la DC ha resultado en unaaplicacin clnica ms difundida de los trazadores emisores de positrones.

c) Colimadores de ultra alta energa.

Una solucin muy simple para obtener imgenes de fotones de 511 keV es el uso decolimadores para energas muy altas. En este caso, se puede usar el SPECT convencional o

imgenes planares en vez de coincidencia, basada en la deteccin de fotones nicos de 511keV. A pesar de que esto fue usado inicialmente para estudios oncolgicos, se ha demostrado


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que solamente pueden detectarse tumoresrelativamente voluminosos. En cambio, la necesidaddealta resolucin esmenos crtica para estudios cardacos con FDG dado que cierto grado decaptacin es suficiente evidencia de viabilidad miocrdica.

6. RADIONUCLEIDOS PARA PET.

a) Caractersticas de los emisores de positrones.

La mayora de los radionucleidos emisores de positrones presentan vidas mediasextremadamente cortas, lo cual necesita suproduccin cerca del sitio de utilizacin. Todos sonproducidos porciclotrn en vez de reactor, dado que los emisores de positrones sondeficientesen neutrones en vez de ricos en neutrones. Los ms usados son el Flor-18, el Carbono-11, elOxgeno-15 y el Nitrgeno-13, todos los cuales son capaces de marcar molculas orgnicas

fisiolgicamente utilizadas por el metabolismo celular. La nica excepcin para la necesidadde produccin cerca del sitio de aplicacin es el Flor-18, el que por su mayor vida mediapuede ser usado en lugares distantes 1 2 horas del ciclotrn.

Es de notar que algunos emisores de fotones nicos tambin son producidos por ciclotrn

(p. ej., talio-201 y galio-67), pero presentan perodos de semidesintegracin de varios das ypueden ser enviados a grandes distancias. Una de las dificultades para la produccin deradionucleidos para PET es la necesidad de una qumica automatizadade alta velocidadparaasegurar que el marcado se pueda lograr conmnima exposicin radioactiva de los operadores yunaprdida aceptable de actividad por decaimiento antes de ser administrada al paciente.

b) El ciclotrn.

Un ciclotrn es un dispositivo queacelera partculas cargadas o electrones. Cuando unapartcula cargada se mueve en uncampo magntico est sujeta a una fuerza que la desplaza deuna manera circular. En cierto punto sobre el recorrido de la partcula, se aplica un alto voltajeelctrico que la acelera cada vez que la partcula pasa por dicha posicin al rotar. El

movimiento circular asegura que la partcula se mantenga en rotacin en espiral pasandosiempre por la misma posicin angular, siendo elradio de rotacin dependiente de la energade la partcula. Como resultado, la partcula es acelerada hasta una gran energa (usualmentevarios MeV).

El haz de alta energa es extrado del ciclotrn y colisiona con un material blanco,causando un cambio en el ncleo de dicho material y transformndolo en un radionucleido.ste se extrae qumicamente del blanco y se usa para marcar uncompuesto trazador especfico.El ciclotrn es muy seguro comparado con el reactor y es solamente un instrumento elctrico,no nuclear. Sin embargo se necesita un considerable blindaje dado que el haz puede activar

cualquier material de alta densidad.

7. APLICACIONES DE PET EN LA PRCTICA CLNICA E INVESTIGACIN

a) Oncologa.

Por lejos, la aplicacin clnica ms importante del PET es en ladeteccin y especialmenteen la estadificacin de tumores malignos usando 18F-FDG (flor-desoxi-glucosa) marcada conFlor-18, un compuesto que se comporta como los azcares. El FDG se incorpora a la clula en

proporcin a su demanda de glucosa, aunque una vez en sta,no sigue los pasos metablicosulteriores ya que no es elsustrato exacto de las enzimas correspondientes (particularmente, laglucosa-6-fosfato-deshidrogenasa). Es un indicador del metabolismo tisular, el cual est

aumentado en varios tumores, con captacin significativamente incrementada respecto al tejidonormal.

La incorporacin de FDG puede cuantificarse mediante el valor de captacin estndar oSUV (standard uptake value), que mide las cuentas en la lesin comparadas con la dosisadministrada. La tcnica puede ser particularmente til luego de la radioterapia cuando las


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imgenes anatmicas (por ej.: RM o TC) no pueden diferenciar la proliferacin fibrosa en lostejidos daados por la radiacin de una recurrencia tumoral. Aunque pueden usarse otroscompuestos para medir otros parmetros tumorales (por ej.: metionina marcada con carbono-11), en la prctica clnica se utiliza casi exclusivamente FDG, siendo los dems trazadoresmayormenteherramientas de investigacin.

Las principales aplicaciones oncolgicas universalmente aceptadas y con gan evidenciaacerca de su utilidad, son en el cncer de mama, pulmn, esfago, colon, melanoma, linfomay en menor grado en tumores cerebrales, seos y de rganos geniales. El papel enplanificacin

y evaluacin de la radioterapia es de creciente importancia.

b) Neurologa y neuropsiquiatra.

En un momento existi un marcado inters en medir los cambios fisiolgicos ypatolgicos del metabolismo cerebral, aunque actualmente la RM y la TAC funcionales, ascomo el propio SPECT estn ms ampliamente disponibles y han reemplazadomuchas de lasaplicaciones neurolgicas. Las investigaciones realizadas incluyen el uso deagua marcada con

oxgeno-15 para medir el flujo cerebral, a veces con procedimientos de activacin donde

ocurren cambios en la irrigacin como resultado de la actividad mental. La 18F-FDG se utilizacomo marcador metablico en casos de demencia (enfermedad de Alzheimer y otrasencefalopatas degenerativas) y en los estudios de epilepsia, las desaplicaciones ms aceptadas.

Recientemente el inters en estudios cerebrales se ha focalizado en el desarrollo decompuestos marcados que miden la actividad de receptores cerebrales especficos, lo cual esparticularmente til en el diagnstico y en la evaluacin de la eficacia del tratamiento mdico.Algunos ejemplos son las imgenes dereceptores de dopamina en pacientes con varios tipos dedemencia y trastornos del movimiento.

c) Cardiologa.

Pueden ser realizado una gran variedad de estudios cardacos incluyendo la investigacin

del flujo sanguneo miocrdico (con amonio marcado con nitrgeno-13), el metabolismo delos cidos grasos y varios estudios de receptores. Sin embargo el estudio ms til es el empleode la FDG para determinar la viabilidad miocrdica. Cuando el suministro de oxgeno estlimitado debido a una reduccin del aporte sanguneo, el corazn modifica su metabolismohabitual de cidos grasos hacia la utilizacin de azcares, lo cual no involucra el consumo deoxgeno ( metabolismo anaerbico), siempre y cuando las clulas an estn con vida. Lacaptacin de FDG est conservada o incluso aumentada durante este proceso. Estos estudiosson particularmente tiles en pacientes de riesgo antes de ser sometidos a ciruga cardaca, dadoque la presencia de tejido viable indica un tejido que puede recuperarse luego de restituir elsuministro sanguneo, por ejemplo medianteciruga de revascularizacin.


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Fundamentos de la Tomografa por Emisin de Positrones (PET).

1. INTRODUCCIN.2. BASES FSICAS.

a) Proceso de aniquilacin.b) Punto de aniquilacin.c) Atenuacin.d) Limitaciones fsicas de la resolucin inherentes al PET.

Efecto de alcance. Efecto angular. Resolucin intrnseca y global. Radiacin dispersa. Coincidencia aleatoria. Tiempo de vuelo.

4. INSTRUMENTACIN.

a) Materiales detectores.b) Configuracin de los detectores.c) Adquisicin de datos en 2D versus 3D.

3. PROCESAMIENTO.

a) Correccin del tiempo muerto.b) Correccin de los eventos aleatorios.c) Normalizacin.d) Correccin de radiacin dispersa.e) Correccin de atenuacin.

f) Reconstruccin de la imagen. Retroproyeccin filtrada (FBP). Algoritmos iterativos.

4. VERIFICACIN DE DESEMPEO.

a) Resolucin espacial.b) Sensibilidad.c) Tasa de conteo ruido-equivalente (NECR).

5. SISTEMAS PET EN LA PRCTICA CLNICA.

a) Equipos PET dedicados y PET-CT.

b) Deteccin de coincidencia (DC).c) Colimadores de ultra alta energa.

6. RADIONUCLEIDOS PARA PET.

a) Caractersticas de los emisores de positrones.b) El ciclotrn.

7. APLICACIONES DE PET EN LA PRCTICA CLNICA E INVESTIGACIN

a) Oncologa.b) Neurologa y neuropsiquiatra.c) Cardiologa.

fundamentos pet

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