Capítulo 10
Instrumentación de Medicina Nuclear
Instrumentación básica, sistemas SPECT/CT y PET/CT
La tomografía por emisión de positrones (PET) y la tomografía computarizada por emisión de fotones individuales (SPECT), las dos tecnologías de imágenes médicas de medicina nuclear más comunes, se basan en la detección de radiación gamma. En el caso del PET, los radiotrazadores son emisores β+, que tras una aniquilación con un electrón producen pares de rayos gamma. En el caso de los radiotrazadores SPECT, los fotones gamma se emiten directamente tras una desexcitación nuclear de uno de los núcleos excitados de corta duración.
Los detectores SPECT y PET se basan en la misma tecnología de principio: un centelleador acoplado a través de una guía de luz para un fotodetector. El objetivo principal del centelleador es detener los rayos gamma y convertir la energía absorbida en luz de centelleo visible, que posteriormente son recogidas por el fotodetector y convertidas en un pulso eléctrico.
Hay varios tipos de fotodetectores, y los tubos fotomultiplicadores (PMT) y los fotodiodos (PD), es decir, los fotomultiplicadores de silicio (SiPM) o los fotodiodos de avalancha (APD) son los más populares. Los PMT consisten en un tubo de vacío con un fotocátodo en la entrada, una serie de dinodos a tensiones sucesivamente altas y un ánodo al final del PMT. El fotocátodo detecta los fotones ópticos emitidos por el centelleador y, por efecto fotoeléctrico, los electrones se emiten en la dirección de los dinodos, a través de los electrodos de enfoque, y se aceleran por el campo eléctrico existente. Cuando los electrones interactúan con los dinodos, estos se vuelven a enfocar en el siguiente dinodo, y se generan nuevos electrones a partir del dinodo. La amplificación de los electrones es exponencial y resulta en una ganancia excepcional, cuando los electrones alcanzan el ánodo. Los PMT tienen excelentes propiedades de tiempo y ganancia. Sin embargo, estos dispositivos son voluminosos, delicados, operan a altos voltajes, y la etapa de enfoque de electrones a lo largo de los dinodos no funciona en presencia de campos electromagnéticos.
Los PDsSiPM se consideran el análogo semiconductor de los PMT. Un fotón que viaja a través del silicio puede interactuar con un electrón unido y transferir su energía. Esta transferencia de energía provoca la
Electrón para moverse a la capa de valencia y generar un par de electrones-agujero. Los PDsSiPM se basan en una matriz densamente empaquetada de fotodiodos de avalancha (unión p-n) que operan en modo Geiger, es decir, en voltaje de polarización inversa sobre la tensión de ruptura. Todos los fotodiodos están conectados a través de una resistencia de enfriamiento de polisilicio y se leen en paralelo. Cuando un fotón del centelleador interactúa con un fotodiodo, causa una descarga de ruptura que da como resultado un pulso de fotoelectrón de alta ganancia. La salida del PDSiPM es la suma de todos los pulsos de cada fotodiodo que detectó un fotón. Los PDsSiPM tienen una ganancia comparable a los PMT que operan a bajas tensiones, son muy compactos y rápidos, y pueden funcionar en presencia de campos electromagnéticos [1].
Desde la perspectiva del principio físico, las diferencias básicas entre las cámaras PET y SPECT, además de los diferentes radiotrazadores a los que son sensibles, se originan en el doble emisión gamma por decaimiento nuclear para PET, mientras que los radionúclidos utilizados en SPECT emiten solo un gamma-fotón por desintegración nuclear. Esta diferencia determina las diferentes geometrías utilizadas en los sistemas PET y SPECT. Los sistemas de PET consisten en un anillo de detectores, mientras que los sistemas SPECT pueden consistir en uno o tres detectores giratorios, pero normalmente solo hay dos detectores fijados a 90° o 180° en un pórtico giratorio.
El principio de detección en PET se basa en la detección de coincidencias electrónicas también conocida como colimación electrónica) con alta eficiencia de detección, en comparación con SPECT, que requiere un colimador físico de alta densidad (generalmente hecho de plomo o tungsteno) para determinar la dirección de los fotones entrantes. Los colimadores están diseñados para absorber los gamma-fotones provenientes de direcciones no perpendiculares, lo que limita implícitamente la eficiencia de detección. Los colimadores pueden tener varias estructuras, como agujero paralelo, multi-espino, multi-renvertida o de viga de ventilador, entre otros. Los colimadores de orificio paralelo consisten en una serie de orificios paralelos que pueden ser grandes o pequeños dependiendo de si se dirige la alta sensibilidad o la resolución espacial. Los colimadores de agujero de alfiler consisten en una variedad de orificios en forma de cono y tienen una mejor compensación entre la sensibilidad y la resolución que los colimadores de orificios paralelos, pero estos generalmente cubren un pequeño campo de visión. Mientras que los colimadores de agujero de alfiler magnifican el objeto que se está fotografiando, su sensibilidad depende de la distancia al objeto.
Otra diferencia entre las cámaras PET y SPECT reside en los diferentes centelleadores utilizados para cada modalidad. Los centelleadores están especialmente diseñados para proporcionar las mejores propiedades en una gama de energías dependiendo del radionúclido. Los gamma-fotones producidos a partir de radiotrazadores de PET tienen una energía de 511 keV, mientras que la energía de los gamma-fotones emitidos por los radiotrazadores SPECT varía dependiendo del radionúclido y oscila entre 110 keV y >350 keV. La energía de los fotones gamma, y cómo interactúan con los colimadores SPECT, tiene un impacto significativo en la resolución espacial. Algunos radionucleidos comunes para PET y SPECT se muestran en las Tablas 1 y 2, respectivamente.
Cuadro 1. Radionúclidos de PET
La tomografía por emisión de positrones (PET) y la tomografía computarizada por emisión de fotones individuales (SPECT), las dos tecnologías de imágenes médicas de medicina nuclear más comunes, se basan en la detección de radiación gamma. En el caso del PET, los radiotrazadores son emisores β+, que tras una aniquilación con un electrón producen pares de rayos gamma. En el caso de los radiotrazadores SPECT, los fotones gamma se emiten directamente tras una desexcitación nuclear de uno de los núcleos excitados de corta duración.
Los detectores SPECT y PET se basan en la misma tecnología de principio: un centelleador acoplado a través de una guía de luz para un fotodetector. El objetivo principal del centelleador es detener los rayos gamma y convertir la energía absorbida en luz de centelleo visible, que posteriormente son recogidas por el fotodetector y convertidas en un pulso eléctrico.
Hay varios tipos de fotodetectores, y los tubos fotomultiplicadores (PMT) y los fotodiodos (PD), es decir, los fotomultiplicadores de silicio (SiPM) o los fotodiodos de avalancha (APD) son los más populares. Los PMT consisten en un tubo de vacío con un fotocátodo en la entrada, una serie de dinodos a tensiones sucesivamente altas y un ánodo al final del PMT. El fotocátodo detecta los fotones ópticos emitidos por el centelleador y, por efecto fotoeléctrico, los electrones se emiten en la dirección de los dinodos, a través de los electrodos de enfoque, y se aceleran por el campo eléctrico existente. Cuando los electrones interactúan con los dinodos, estos se vuelven a enfocar en el siguiente dinodo, y se generan nuevos electrones a partir del dinodo. La amplificación de los electrones es exponencial y resulta en una ganancia excepcional, cuando los electrones alcanzan el ánodo. Los PMT tienen excelentes propiedades de tiempo y ganancia. Sin embargo, estos dispositivos son voluminosos, delicados, operan a altos voltajes, y la etapa de enfoque de electrones a lo largo de los dinodos no funciona en presencia de campos electromagnéticos.
Los PDsSiPM se consideran el análogo semiconductor de los PMT. Un fotón que viaja a través del silicio puede interactuar con un electrón unido y transferir su energía. Esta transferencia de energía provoca la
Electrón para moverse a la capa de valencia y generar un par de electrones-agujero. Los PDsSiPM se basan en una matriz densamente empaquetada de fotodiodos de avalancha (unión p-n) que operan en modo Geiger, es decir, en voltaje de polarización inversa sobre la tensión de ruptura. Todos los fotodiodos están conectados a través de una resistencia de enfriamiento de polisilicio y se leen en paralelo. Cuando un fotón del centelleador interactúa con un fotodiodo, causa una descarga de ruptura que da como resultado un pulso de fotoelectrón de alta ganancia. La salida del PDSiPM es la suma de todos los pulsos de cada fotodiodo que detectó un fotón. Los PDsSiPM tienen una ganancia comparable a los PMT que operan a bajas tensiones, son muy compactos y rápidos, y pueden funcionar en presencia de campos electromagnéticos [1].
Desde la perspectiva del principio físico, las diferencias básicas entre las cámaras PET y SPECT, además de los diferentes radiotrazadores a los que son sensibles, se originan en el doble emisión gamma por decaimiento nuclear para PET, mientras que los radionúclidos utilizados en SPECT emiten solo un gamma-fotón por desintegración nuclear. Esta diferencia determina las diferentes geometrías utilizadas en los sistemas PET y SPECT. Los sistemas de PET consisten en un anillo de detectores, mientras que los sistemas SPECT pueden consistir en uno o tres detectores giratorios, pero normalmente solo hay dos detectores fijados a 90° o 180° en un pórtico giratorio.
El principio de detección en PET se basa en la detección de coincidencias electrónicas también conocida como colimación electrónica) con alta eficiencia de detección, en comparación con SPECT, que requiere un colimador físico de alta densidad (generalmente hecho de plomo o tungsteno) para determinar la dirección de los fotones entrantes. Los colimadores están diseñados para absorber los gamma-fotones provenientes de direcciones no perpendiculares, lo que limita implícitamente la eficiencia de detección. Los colimadores pueden tener varias estructuras, como agujero paralelo, multi-espino, multi-renvertida o de viga de ventilador, entre otros. Los colimadores de orificio paralelo consisten en una serie de orificios paralelos que pueden ser grandes o pequeños dependiendo de si se dirige la alta sensibilidad o la resolución espacial. Los colimadores de agujero de alfiler consisten en una variedad de orificios en forma de cono y tienen una mejor compensación entre la sensibilidad y la resolución que los colimadores de orificios paralelos, pero estos generalmente cubren un pequeño campo de visión. Mientras que los colimadores de agujero de alfiler magnifican el objeto que se está fotografiando, su sensibilidad depende de la distancia al objeto.
Otra diferencia entre las cámaras PET y SPECT reside en los diferentes centelleadores utilizados para cada modalidad. Los centelleadores están especialmente diseñados para proporcionar las mejores propiedades en una gama de energías dependiendo del radionúclido. Los gamma-fotones producidos a partir de radiotrazadores de PET tienen una energía de 511 keV, mientras que la energía de los gamma-fotones emitidos por los radiotrazadores SPECT varía dependiendo del radionúclido y oscila entre 110 keV y >350 keV. La energía de los fotones gamma, y cómo interactúan con los colimadores SPECT, tiene un impacto significativo en la resolución espacial. Algunos radionucleidos comunes para PET y SPECT se muestran en las Tablas 1 y 2, respectivamente.
Cuadro 1. Radionúclidos de PET
Cuadro 2. SPECT radionucleidos
Los centelleadores en SPECT son generalmente losas continuas decodificadas por una matriz subyacente de fotodetectores. Tras una interacción, la luz se propaga en el centelleador, y la resolución espacial intrínseca se degrada con el grosor del centelleador. Para superar la dependencia entre la resolución espacial y el espesor del centelleador, ya existen algunos sistemas con centelleadores pixelados [2]. En el caso de los centelleadores de PET, generalmente consisten en una matriz de cristales separados por material reflector para confinar la luz en cada cristal cuando tiene lugar una interacción. El tamaño del cristal está directamente relacionado con la resolución espacial de la imagen reconstruida, pero los cristales pequeños pueden requerir un número significativo de fotodetectores para decodificar con precisión la posición de interacción gamma, y esto aumenta el coste total del sistema de PET.
Los centelleadores tienen varias propiedades físicas que afectan la eficiencia, el tiempo y las resoluciones de energía de los detectores y cámaras PET/SPECT. La densidad y el número atómico determinan la eficiencia del detector, que afecta la sensibilidad del detector. El rendimiento de luz determina el número de fotones ópticos generados a partir de cada interacción gamma dentro de algún intervalo que afecta a la resolución de tiempo y energía. El tiempo de desintegración determina qué tan rápido se desintegra la señal de luminiscencia después de una excitación. Finalmente, la longitud de onda de emisión es la longitud de onda de los fotones ópticos producidos, que necesita ser compatible con la longitud de onda a la que el fotodetector es sensible. Una fracción de los fotones ópticos producidos se convierte en electrones en el fotodetector dependiendo de la eficiencia cuántica del fotodetector. Las propiedades del centelleador están directamente relacionadas con las propiedades intrínsecas del detector, a saber, la sensibilidad, la resolución de energía y la resolución del tiempo. Otros aspectos a considerar de los centelleadores son la higroscopicidad, lo difícil que es cortarlos y cuán finamente se pueden cortar, y la dureza de la radiación entre otros. Algunos centelleadores típicos utilizados en PET y SPECT se muestran en la tabla 3.
Como se mencionó anteriormente, los sistemas de PET consisten en un anillo de detectores para detectar los pares de fotones gamma de una aniquilación de positrón-electrón. En el caso de las cámaras SPECT, generalmente se utilizan de una a tres cabezas ubicadas en un pórtico giratorio para detectar los fotones gamma. Los sistemas PET y SPECT generalmente se unen a un sistema de tomografía por ordenador (TC) para adquirir información anatómica sin mover al paciente y superponer con precisión la información funcional del PET o SPECT en una referencia anatómica perfectamente alineada [3].
Cuadro 3. Centelleadores PET y SPECT [4]
Configuraciones especiales de SPECT
Los sistemas SPECT típicos consisten en dos cámaras gamma montadas en un pórtico giratorio. Sin embargo, hay varios sistemas SPECT con configuraciones singulares especialmente diseñadas para órganos específicos. La mayor parte de la atención se ha dirigido al diseño de sistemas dedicados para SPECT cardíaco para estudiar la perfusión miocárdica.
Hay varias cámaras dedicadas basadas en la tecnología de cadmio-zinc-tellururo (CZT) [5]. Los detectores CZT convierten directamente la radiación gamma en señales eléctricas, eludiendo así la necesidad de un centelleador y mejorando la precisión de la energía y la localización espacial de las interacciones gamma. Existen sistemas SPECT convencionales de cuerpo entero basados en CZT, como el Discovery NM/CT 670 (GE Healthcare, Waukesha, WI, EE. UU.), pero también hay varios sistemas SPECT cardíacos dedicados basados en la tecnología CZT con una variedad de sistemas de colimación: multi-espinal estacionario, mejora de la resolución espacial (Discovery 5(3)70c, GE Healthcare, Waukesha, WI, EE. UU.) [6], y el agujero paralelo rotacional (D-SPECT
En el sistema GE Discovery, cada agujero se enfoca en un píxel del detector CZT (2,46×2,46 mm), eliminando así el problema de compartición de luz. El sistema cuenta con 19 cámaras enfocadas en el corazón, cubre completamente el corazón y su tejido circundante, y produce una imagen de alta resolución en un volumen de 19 cm de diámetro, que necesita estar centrada en el corazón (guiado por un algoritmo automático) para lograr un rendimiento óptimo.
El sistema Spectrum Dynamics D-SPECT consta de 9 cámaras giratorias colocadas en una configuración curva. El colimador es más delgado (21,7 mm) y tiene orificios más grandes (2,26 mm) que los colimadores convencionales utilizados en SPECT de cuerpo entero, y esto da como resultado un ángulo sólido significativamente mayor y, por lo tanto, sensibilidad. Como en el caso del sistema estacionario de múltiples orificios, cada agujero se enfoca en un solo píxel CZT, que es de 2,50×2,50 mm.
También hay enfoques para desarrollar sistemas SPECT cerebrales dedicados centrados en el Parkinson y enfermedades neurodegenerativas similares, que, en lugar de una estructura de dos cabezas, tienen una geometría de anillo similar a la de los sistemas PET, como el sistema Inspira HD (Neurologica, Boston, EE. El objetivo principal de estos sistemas cerebrales dedicados es lograr una resolución espacial en el rango de ~ 3 mm en comparación con 7-12 mm obtenidos con sistemas de cuerpo entero [8]. El proyecto de investigación INSERT también requiere una mención especial, cuyo objetivo es implementar un inserto SPECT cerebral compatible con RM de alta resolución basado en colimadores de mini-slit-slat acoplados a un centelleador CsI monolítico en una matriz de SiPM [9].
PET digital vs PET convencional
El PET convencional se basa en detectores que consisten en un centelleador acoplado a un fotodetector basado en electrónica analógica tal como PMT y PDsSiPM. Los fotones ópticos producidos en un centelleador después de una interacción por un gamma-fotón se emiten isotrópicamente a través del centelleador. Una fracción de estos fotones ópticos finalmente llega a la entrada del fotodetector a través de una guía óptica (grasa, pegamento o similar). Cada fotón que interactúa en una microcélula genera una avalancha de portadores que da como resultado un pulso de corriente que contiene 105-106 electrones y que dura unos pocos nanosegundos. Para la determinación precisa de la información de energía y tiempo de los fotones detectados, la señal de salida se amplifica normalmente a través de un preamplificador de bajo ruido, y la forma del pulso se mejora y se limpia antes de que se digitalice la señal analógica.
Una tendencia actual en el desarrollo de los detectores de PET es realizar el proceso de digitalización en un punto temprano de la cadena electrónica, como los detectores CZT que realizan la digitalización tras la detección de fotones gamma. Sin embargo, los detectores CZT se utilizan actualmente solo en los sistemas SPECT [10] y PET de animales pequeños [11].
Otra tendencia es realizar la digitalización directamente en el fotodetector tras la detección de fotones ópticos. El contador digital de fotones (DPC), desarrollado por Philips (Philips Healthcare, Best, Países Bajos), se presentó por primera vez en 2009 [12]. Con las PDSiPM digitales, el pulso generado en cada diodo SiPM se digitaliza inmediatamente tras la generación, eliminando cualquier variación de señal debido al ruido electrónico y las fluctuaciones de temperatura. Los PDsSiPM digitales tienen varios beneficios sobre los SiPM analógicos, que se discuten brevemente a continuación.
En el caso de PDsSiPMs analógicas, la marca de tiempo de una interacción se obtiene a partir de un borde de ataque discriminante como la suma de todos los fotodiodos. En el caso de los SiPM digitales, la señal de cada fotodiodo se digitaliza, funcionando efectivamente como un contador de fotones, y potencialmente proporcionando la marca de tiempo de cada fotón detectado desde el centelleador, que se ha demostrado que mejora la resolución de tiempo de coincidencia del sistema (CTR) [13].
Varios esfuerzos han investigado el rendimiento en el tiempo de los SiPM digitales acoplados a centelleadores de diferentes tamaños que alcanzan un CTR de ~130 ps [14].
Con el fin de identificar la posición después de una interacción gamma con centelleadores pixelados basados en el intercambio de luz, se usa comúnmente el centro de gravedad. Además del gran rendimiento en la resolución de tiempo, utilizando las salidas SiPM digitalizadas, se pueden utilizar algoritmos avanzados para mejorar la precisión de la posición de interacción [15].
El proceso de digitalización cercano a la SiPM da como resultado una sensibilidad excepcional y una resolución espacial volumétrica. Los sistemas comerciales de PET/CT hoy en día están equipados con detectores SiPM digitales. Solo unos pocos todavía utilizan los detectores analógicos tradicionales basados en PMT. Los sistemas estándar de PET/CT emplean conjuntos de anillos detectores que alcanzan hasta aproximadamente 30cm de campo axial de visión. Estos se conocen como sistemas SAFOV-PET. Desde aproximadamente una década, hay sistemas de PET/CT con conjuntos de anillos detectores configurables que alcanzan hasta aproximadamente 200cm Long Axial Field of View, denominados sistemas LAFOV PET/CT.
Beneficios de los avances actuales
Ha habido avances significativos en el desarrollo de nuevos detectores de PET en los últimos años. La profundidad de interacción mediante el uso de centelleadores multicapa o monolíticos para aumentar la uniformidad de resolución espacial en todo el campo de visión ha sido objeto de varios estudios que incluyen escáneres de cuerpo entero[16], pero especialmente en escáneres de PET de cerebro dedicado[17] y animales pequeños [18] debido a la proximidad cercana de los detectores de PET y el campo de visión.
El cambio de PMT a detectores de PDsSiPM ha abierto la posibilidad de aumentar la cantidad de luz recogida en el fotodetector y la cobertura de ángulo sólido para producir un aumento significativo en la radiación detectada y, por lo tanto, sensibilidad y tasa de recuento. Este aumento en la sensibilidad permite una serie de mejoras en la formación de imágenes de PET, a saber, la reducción de la radiotrazadora inyectada (que facilita la exploración de niños y mujeres embarazadas), tiempos de exploración cortos y una mejor calidad de imagen y, si se usa en LAFOV-PET Systems, un mayor impulso en la sensibilidad que viene con opciones genuinamente nuevas en el estudio de los procesos farmacocinéticos y dinámicos en todo el cuerpo simultáneamente, así como una aplicación de tiempo de imagen muy tardía.
En general, la mayoría de los avances técnicos en los sistemas clínicos se han centrado en el desarrollo de detectores rápidos para obtener un alto CTR, impulsado principalmente por aplicaciones de PET de tiempo de vuelo. Se ha demostrado que el aumento de CTR produce una calidad de imagen significativamente alta y aumenta el contraste de la imagen, mejorando la detectabilidad de lesiones pequeñas y aumentando la resolución espacial.
CTR se basa en el centelleador, el fotodetector y la cadena electrónica, y estas tres partes han sido el foco de diferentes estudios de investigación. Todos los fabricantes de PET han puesto especial esfuerzo en mejorar el CTR de sus escáneres y establecer el mínimo a 250 ps por el momento en un escáner clínico de PET/CT. Hay una comunidad activa que trabaja en nuevos materiales centelleantes, nuevos iones de dopaje y nuevos fotodetectores, y algunos grupos de investigación están trabajando para mejorar el tiempo y las propiedades de eficiencia de los centelleadores y fotodetectores con el objetivo de 10 ps en el horizonte [19].
Equipos sin imágenes, Medidores de actividad, Contadores de pozos, Sondas
Además de los equipos de imagen, se utiliza una serie de equipos de detección, medición y cuantificación de radiación no por imágenes en medicina nuclear.
En primer lugar, se trata de medidores de actividad, a menudo denominados “calibradores de dosis”. Este es un instrumento crucial para la aplicación segura y precisa de las cantidades deseadas de actividad de radiofármacos diagnósticos y terapéuticos a los pacientes. En este contexto, es importante nombrarlo para que la denotación instruya la aplicación correcta, es decir, medir, cuantificar, dispensar una cantidad definida/prescrita de radiactividad, en lugar de (lo que sea) la dosis. Como en medicina nuclear usamos realmente el término “dosis” en otro contexto, es decir, la descripción de dosis de radiación absorbida por la distribución de ciertas cantidades (o fracciones de las mismas) de actividad en volúmenes/tejidos/órganos, es muy importante hacer esta distinción en el uso del lenguaje y la denotación.
Los medidores de actividad comprenden típicamente una cámara de ionización blindada de forma cilíndrica que funciona en modo proporcional que rodea tanto como sea posible la alícuota de actividad a medir. Mediante la calibración de contratados desde ventanas particulares de energía de la radiación a la actividad real, es posible una cuantificación de la radiactividad (en términos de Bq). Esta calibración se realiza para diversas geometrías de alícuotas (es decir, jeringas, viales, etc.) y diferentes entidades de radiación emitida (es decir, radiación alfa, beta y gamma) y diferentes energías de las mismas.
Además, los contadores de pozos están disponibles y son básicamente medidores de actividad también, pero diseñados para ser mucho más sensibles a cantidades muy bajas de radiactividad a medir. Técnicamente, están construidos de manera similar a los medidores de actividad, pero tienen detectores de radiación mucho más sensibles que están diseñados para dar una respuesta lineal en órdenes de magnitud más bajos que los medidores de actividad. Los medidores de actividad típicamente dan una respuesta lineal del orden de varios MBq de un dígito a algunos GBq de dos dígitos, mientras que los contadores de pozo lo hacen en órdenes de magnitud de varios Bq a unos tres a cuatro dígitos kBq. Los contadores de pozos se usan para cuantificar (muy baja) la radiactividad o la concentración de radiactividad en pequeñas muestras de excreciones (es decir, orina, saliva o heces) o sangre completa y (después de la centrifugación) en plasma, respectivamente.
Finalmente, hay sondas de detección de radiación que se usan para localizar y solo cuantifican relativamente la radiactividad mostrando un impulso o tasa de recuento (es decir, ips o cps) para dar una impresión de la distribución local y la captación de radiactividad. Por lo general, los detectores de centelleo están en uso y están diseñados para detectar una variedad de radiaciones y energías de radiación principalmente gamma y beta. Los diseños de mano, hoy en día inalámbricos acoplados al dispositivo de audiovisualización, están más comúnmente en uso y están diseñados para ser desinfectables y/o esterilizables para que puedan usarse in situ para detectar tejido que ha absorbido la radiactividad/trazador. El caso de uso más ampliamente extendido es la detección de ganglios linfáticos centinelas que acompañan a la imagen plana y SPECT al localizar realmente los ganglios con imágenes de antemano y, por lo tanto, apoyar las intervenciones quirúrgicas. También están disponibles sondas diseñadas para ser instaladas en equipos quirúrgicos endoscópicos/robóticos.
Los sistemas SPECT típicos consisten en dos cámaras gamma montadas en un pórtico giratorio. Sin embargo, hay varios sistemas SPECT con configuraciones singulares especialmente diseñadas para órganos específicos. La mayor parte de la atención se ha dirigido al diseño de sistemas dedicados para SPECT cardíaco para estudiar la perfusión miocárdica.
Hay varias cámaras dedicadas basadas en la tecnología de cadmio-zinc-tellururo (CZT) [5]. Los detectores CZT convierten directamente la radiación gamma en señales eléctricas, eludiendo así la necesidad de un centelleador y mejorando la precisión de la energía y la localización espacial de las interacciones gamma. Existen sistemas SPECT convencionales de cuerpo entero basados en CZT, como el Discovery NM/CT 670 (GE Healthcare, Waukesha, WI, EE. UU.), pero también hay varios sistemas SPECT cardíacos dedicados basados en la tecnología CZT con una variedad de sistemas de colimación: multi-espinal estacionario, mejora de la resolución espacial (Discovery 5(3)70c, GE Healthcare, Waukesha, WI, EE. UU.) [6], y el agujero paralelo rotacional (D-SPECT
En el sistema GE Discovery, cada agujero se enfoca en un píxel del detector CZT (2,46×2,46 mm), eliminando así el problema de compartición de luz. El sistema cuenta con 19 cámaras enfocadas en el corazón, cubre completamente el corazón y su tejido circundante, y produce una imagen de alta resolución en un volumen de 19 cm de diámetro, que necesita estar centrada en el corazón (guiado por un algoritmo automático) para lograr un rendimiento óptimo.
El sistema Spectrum Dynamics D-SPECT consta de 9 cámaras giratorias colocadas en una configuración curva. El colimador es más delgado (21,7 mm) y tiene orificios más grandes (2,26 mm) que los colimadores convencionales utilizados en SPECT de cuerpo entero, y esto da como resultado un ángulo sólido significativamente mayor y, por lo tanto, sensibilidad. Como en el caso del sistema estacionario de múltiples orificios, cada agujero se enfoca en un solo píxel CZT, que es de 2,50×2,50 mm.
También hay enfoques para desarrollar sistemas SPECT cerebrales dedicados centrados en el Parkinson y enfermedades neurodegenerativas similares, que, en lugar de una estructura de dos cabezas, tienen una geometría de anillo similar a la de los sistemas PET, como el sistema Inspira HD (Neurologica, Boston, EE. El objetivo principal de estos sistemas cerebrales dedicados es lograr una resolución espacial en el rango de ~ 3 mm en comparación con 7-12 mm obtenidos con sistemas de cuerpo entero [8]. El proyecto de investigación INSERT también requiere una mención especial, cuyo objetivo es implementar un inserto SPECT cerebral compatible con RM de alta resolución basado en colimadores de mini-slit-slat acoplados a un centelleador CsI monolítico en una matriz de SiPM [9].
PET digital vs PET convencional
El PET convencional se basa en detectores que consisten en un centelleador acoplado a un fotodetector basado en electrónica analógica tal como PMT y PDsSiPM. Los fotones ópticos producidos en un centelleador después de una interacción por un gamma-fotón se emiten isotrópicamente a través del centelleador. Una fracción de estos fotones ópticos finalmente llega a la entrada del fotodetector a través de una guía óptica (grasa, pegamento o similar). Cada fotón que interactúa en una microcélula genera una avalancha de portadores que da como resultado un pulso de corriente que contiene 105-106 electrones y que dura unos pocos nanosegundos. Para la determinación precisa de la información de energía y tiempo de los fotones detectados, la señal de salida se amplifica normalmente a través de un preamplificador de bajo ruido, y la forma del pulso se mejora y se limpia antes de que se digitalice la señal analógica.
Una tendencia actual en el desarrollo de los detectores de PET es realizar el proceso de digitalización en un punto temprano de la cadena electrónica, como los detectores CZT que realizan la digitalización tras la detección de fotones gamma. Sin embargo, los detectores CZT se utilizan actualmente solo en los sistemas SPECT [10] y PET de animales pequeños [11].
Otra tendencia es realizar la digitalización directamente en el fotodetector tras la detección de fotones ópticos. El contador digital de fotones (DPC), desarrollado por Philips (Philips Healthcare, Best, Países Bajos), se presentó por primera vez en 2009 [12]. Con las PDSiPM digitales, el pulso generado en cada diodo SiPM se digitaliza inmediatamente tras la generación, eliminando cualquier variación de señal debido al ruido electrónico y las fluctuaciones de temperatura. Los PDsSiPM digitales tienen varios beneficios sobre los SiPM analógicos, que se discuten brevemente a continuación.
En el caso de PDsSiPMs analógicas, la marca de tiempo de una interacción se obtiene a partir de un borde de ataque discriminante como la suma de todos los fotodiodos. En el caso de los SiPM digitales, la señal de cada fotodiodo se digitaliza, funcionando efectivamente como un contador de fotones, y potencialmente proporcionando la marca de tiempo de cada fotón detectado desde el centelleador, que se ha demostrado que mejora la resolución de tiempo de coincidencia del sistema (CTR) [13].
Varios esfuerzos han investigado el rendimiento en el tiempo de los SiPM digitales acoplados a centelleadores de diferentes tamaños que alcanzan un CTR de ~130 ps [14].
Con el fin de identificar la posición después de una interacción gamma con centelleadores pixelados basados en el intercambio de luz, se usa comúnmente el centro de gravedad. Además del gran rendimiento en la resolución de tiempo, utilizando las salidas SiPM digitalizadas, se pueden utilizar algoritmos avanzados para mejorar la precisión de la posición de interacción [15].
El proceso de digitalización cercano a la SiPM da como resultado una sensibilidad excepcional y una resolución espacial volumétrica. Los sistemas comerciales de PET/CT hoy en día están equipados con detectores SiPM digitales. Solo unos pocos todavía utilizan los detectores analógicos tradicionales basados en PMT. Los sistemas estándar de PET/CT emplean conjuntos de anillos detectores que alcanzan hasta aproximadamente 30cm de campo axial de visión. Estos se conocen como sistemas SAFOV-PET. Desde aproximadamente una década, hay sistemas de PET/CT con conjuntos de anillos detectores configurables que alcanzan hasta aproximadamente 200cm Long Axial Field of View, denominados sistemas LAFOV PET/CT.
Beneficios de los avances actuales
Ha habido avances significativos en el desarrollo de nuevos detectores de PET en los últimos años. La profundidad de interacción mediante el uso de centelleadores multicapa o monolíticos para aumentar la uniformidad de resolución espacial en todo el campo de visión ha sido objeto de varios estudios que incluyen escáneres de cuerpo entero[16], pero especialmente en escáneres de PET de cerebro dedicado[17] y animales pequeños [18] debido a la proximidad cercana de los detectores de PET y el campo de visión.
El cambio de PMT a detectores de PDsSiPM ha abierto la posibilidad de aumentar la cantidad de luz recogida en el fotodetector y la cobertura de ángulo sólido para producir un aumento significativo en la radiación detectada y, por lo tanto, sensibilidad y tasa de recuento. Este aumento en la sensibilidad permite una serie de mejoras en la formación de imágenes de PET, a saber, la reducción de la radiotrazadora inyectada (que facilita la exploración de niños y mujeres embarazadas), tiempos de exploración cortos y una mejor calidad de imagen y, si se usa en LAFOV-PET Systems, un mayor impulso en la sensibilidad que viene con opciones genuinamente nuevas en el estudio de los procesos farmacocinéticos y dinámicos en todo el cuerpo simultáneamente, así como una aplicación de tiempo de imagen muy tardía.
En general, la mayoría de los avances técnicos en los sistemas clínicos se han centrado en el desarrollo de detectores rápidos para obtener un alto CTR, impulsado principalmente por aplicaciones de PET de tiempo de vuelo. Se ha demostrado que el aumento de CTR produce una calidad de imagen significativamente alta y aumenta el contraste de la imagen, mejorando la detectabilidad de lesiones pequeñas y aumentando la resolución espacial.
CTR se basa en el centelleador, el fotodetector y la cadena electrónica, y estas tres partes han sido el foco de diferentes estudios de investigación. Todos los fabricantes de PET han puesto especial esfuerzo en mejorar el CTR de sus escáneres y establecer el mínimo a 250 ps por el momento en un escáner clínico de PET/CT. Hay una comunidad activa que trabaja en nuevos materiales centelleantes, nuevos iones de dopaje y nuevos fotodetectores, y algunos grupos de investigación están trabajando para mejorar el tiempo y las propiedades de eficiencia de los centelleadores y fotodetectores con el objetivo de 10 ps en el horizonte [19].
Equipos sin imágenes, Medidores de actividad, Contadores de pozos, Sondas
Además de los equipos de imagen, se utiliza una serie de equipos de detección, medición y cuantificación de radiación no por imágenes en medicina nuclear.
En primer lugar, se trata de medidores de actividad, a menudo denominados “calibradores de dosis”. Este es un instrumento crucial para la aplicación segura y precisa de las cantidades deseadas de actividad de radiofármacos diagnósticos y terapéuticos a los pacientes. En este contexto, es importante nombrarlo para que la denotación instruya la aplicación correcta, es decir, medir, cuantificar, dispensar una cantidad definida/prescrita de radiactividad, en lugar de (lo que sea) la dosis. Como en medicina nuclear usamos realmente el término “dosis” en otro contexto, es decir, la descripción de dosis de radiación absorbida por la distribución de ciertas cantidades (o fracciones de las mismas) de actividad en volúmenes/tejidos/órganos, es muy importante hacer esta distinción en el uso del lenguaje y la denotación.
Los medidores de actividad comprenden típicamente una cámara de ionización blindada de forma cilíndrica que funciona en modo proporcional que rodea tanto como sea posible la alícuota de actividad a medir. Mediante la calibración de contratados desde ventanas particulares de energía de la radiación a la actividad real, es posible una cuantificación de la radiactividad (en términos de Bq). Esta calibración se realiza para diversas geometrías de alícuotas (es decir, jeringas, viales, etc.) y diferentes entidades de radiación emitida (es decir, radiación alfa, beta y gamma) y diferentes energías de las mismas.
Además, los contadores de pozos están disponibles y son básicamente medidores de actividad también, pero diseñados para ser mucho más sensibles a cantidades muy bajas de radiactividad a medir. Técnicamente, están construidos de manera similar a los medidores de actividad, pero tienen detectores de radiación mucho más sensibles que están diseñados para dar una respuesta lineal en órdenes de magnitud más bajos que los medidores de actividad. Los medidores de actividad típicamente dan una respuesta lineal del orden de varios MBq de un dígito a algunos GBq de dos dígitos, mientras que los contadores de pozo lo hacen en órdenes de magnitud de varios Bq a unos tres a cuatro dígitos kBq. Los contadores de pozos se usan para cuantificar (muy baja) la radiactividad o la concentración de radiactividad en pequeñas muestras de excreciones (es decir, orina, saliva o heces) o sangre completa y (después de la centrifugación) en plasma, respectivamente.
Finalmente, hay sondas de detección de radiación que se usan para localizar y solo cuantifican relativamente la radiactividad mostrando un impulso o tasa de recuento (es decir, ips o cps) para dar una impresión de la distribución local y la captación de radiactividad. Por lo general, los detectores de centelleo están en uso y están diseñados para detectar una variedad de radiaciones y energías de radiación principalmente gamma y beta. Los diseños de mano, hoy en día inalámbricos acoplados al dispositivo de audiovisualización, están más comúnmente en uso y están diseñados para ser desinfectables y/o esterilizables para que puedan usarse in situ para detectar tejido que ha absorbido la radiactividad/trazador. El caso de uso más ampliamente extendido es la detección de ganglios linfáticos centinelas que acompañan a la imagen plana y SPECT al localizar realmente los ganglios con imágenes de antemano y, por lo tanto, apoyar las intervenciones quirúrgicas. También están disponibles sondas diseñadas para ser instaladas en equipos quirúrgicos endoscópicos/robóticos.
1. Roncali E, Cherry SR. Aplicación de fotomultiplicadores de silicio a la tomografía por emisión de positrones. Ann Biomed Eng 2011;39:1358–77. https://doi.org/10.1007/s10439-011-0266-9.
2. Sabet H, Bläckberg L, Uzun-Ozsahin D, El-Fakhri G. Nuevo detector CsI:Tl procesado por láser para SPECT. Med Phys 2016;43:2630–8. https://doi.org/10.1118/1.4947294.
3. Beyer T, Townsend DW, Brun T, Kinahan PE, Charron M, Roddy R, et al. Un escáner PET/CT combinado para oncología clínica. Journal of Nuclear Medicine : Publicación oficial, Society of Nuclear Medicine 2000;41:1369–79. PMIDs: 10945530.
4. Manual de Medicina Nuclear e Imágenes Moleculares para Físicos Instrumentación y Procedimientos de Imagen, Volumen I; Libro de Física en Medicina Nuclear • Cuarta Edición • 2012
5. Kincl V, Drozdová A, Vašina J, Panovský R, Kamínek M. Kadmium-zinek-telluridové SPECT kamery – nové perspektivy nukleární kardiologie. Cor et Vasa 2015;57:e214–8. https://doi.org/10.1016/j.crvasa.2015.01.001.
6. Bocher M, Blevis IM, Tsukerman L, Shrem Y, Kovalski G, Volokh L. Una cámara gamma cardíaca rápida con capacidades SPECT dinámicas: diseño, validación del sistema y potencial futuro. Eur J Nucl Med Mol Imaging 2010; 37:1887–902. https://doi.org/10.1007/s00259-010-1488-z.
7. Gambhir SS, Berman DS, Ziffer J, Nagler M, Sandler M, Patton J, et al. Una nueva cámara de imágenes cardíacas de una sola foton de alta sensibilidad de alta sensibilidad. J Nucl Med 2009;50:635–43. https://doi.org/10.2967/jnumed.108.060020.
8. Stam MK, Verwer EE, Booij J, Adriaanse SM, de Bruin CM, de Wit TC. Evaluación del rendimiento de un nuevo sistema SPECT dedicado al cerebro. EJNMMI Phys 2018;5:4. https://doi.org/10.1186/s40658-018-0203-1.
9. Busca P, Occhipinti M, Trigilio P, Cozzi G, Fiorini C, Piemonte C, et al. Evaluación experimental de un detector de centelleo basado en SiPM para sistemas SPECT compatibles con RM. IEEE Transactions on Nuclear Science 2015;62:2122–8. https://doi.org/10.1109/TNS.2015.2481184.
10. Keidar Z, Raysberg I, Lugassi R, Frenkel A, Israel O. Nuevo Cadmium Zinc Telluride Based detector General Purpose Gamma Camera: Evaluación inicial y comparación con una cámara estándar. J Nucl Med 2016; 57:259–259.
11. Abbaszadeh S, Gu Y, Reynolds PD, Levin CS. Caracterización de un subconjunto de detectores de telururo de zinc de cadmio sensibles a la posición 3D y electrónica a partir de un sistema de PET de resolución submilimétrica. Phys Med Biol 2016;61:6733–53. https://doi.org/10.1088/0031-9155/61/18/6733.
12. Frach T, Prescher G, Degenhardt C, de Gruyter R, Schmitz A, Ballizany R. El fotomultiplicador de silicio digital: principio de funcionamiento y rendimiento del detector intrínseco. 2009 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record (NSS/MIC), 2009, p. 1959–65. https://doi.org/10.1109/NSSMIC.2009.5402143.
13. Fishburn MW, Carbono E. Compensaciones de sistemas en la detección de rayos gamma utilizando matrices SPAD y centelleadores. IEEE Transactions on Nuclear Science 2010;57:2549–57. https://doi.org/10.1109/TNS.2010.2064788.
14. Liu Z, Pizzichemi M, Auffray E, Lecoq P, Paganoni M. Estudio de rendimiento del fotomultiplicador digital de silicio Philips acoplado a cristales centelleantes. J Inst 2016;11:P01017–P01017. https://doi.org/10.1088/1748-0221/11/01/P01017.
15. Vandenberghe S, Mikhaylova E, D’Hoe E, Mollet P, Karp JS. Desarrollos recientes en el PET de tiempo de vuelo. EJNMMI Physics 2016;3:3. https://doi.org/10.1186/s40658-016-0138-
16. Berg E, Roncali E, Kapusta M, Du J, Cherry SR. Un detector combinado de tiempo de vuelo y profundidad de interacción para la tomografía por emisión de positrones de cuerpo total. Med Phys 2016;43:939–50. https://doi.org/10.1118/1.4940355.
17. Camarlinghi N, Belcari N, Cerello P, Sportelli G, Pennazio F, Zaccario E, et al. Evaluación de algoritmos para la estimación de la profundidad de la interacción de fotones para el componente de PET de TRIMAGE. EJNMMI Physics 2015;2:A13. https://doi.org/10.1186/2197-7364-2-S1-A13.
18. Verde MV, Ostrow HG, Seidel J, Pomper MG. Evaluación experimental de la corrección de profundidad de interacción en un escáner de tomografía de emisión de positrones de animales pequeños. Imágenes de Mol 2010;9:311–8.
19. Lecoq P. Desarrollo de nuevos centelleadores para aplicaciones médicas. Instrumentos y Métodos Nucleares en la Investigación Física Sección A: Aceleradores, Espectrómetros, Detectores y Equipos Asociados 2016;809:130–9. https://doi.org/10.1016/j.nima.2015.08.041.
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