Hasta ahora, veíamos las múltiples ventajas de combinar la imagen molecular con la imagen estructural de alta resolución superior proporcionada por CT. Sin embargo, dado que la TC también tiene sus limitaciones en la obtención de imágenes y la diferenciación entre los tejidos blandos, poco después de la llegada de PET/TC en el ámbito clínico, fue el objetivo de los desarrollos técnicos para investigar la combinación de PET y MRI. La combinación de esas dos modalidades abrió el campo de la formación de imágenes de modalidad cruzada a la unión de la imagen de PET funcional bien conocida con la señal de tejido blando superior que la MRI es capaz de añadir. El PET y la resonancia magnética han estado en el ámbito de la imagen tomográfica molecular clínica más de tres décadas cada uno. Mientras que la resonancia magnética originalmente tenía como objetivo obtener imágenes de las estructuras de los tejidos blandos, el PET tenía como objetivo principalmente la obtención de imágenes de procesos fisiológicos y fisiopatológicos para obtener imágenes de enfermedades oncológicas, neurológicas, cardiológicas, infecciosas e inflamatorias. Después de la prueba de la operatividad de detectores de luz específicos como los fotodiodos de avalancha (APD) y los fotomultiplicadores de silicio (SiPM) en las condiciones de un fuerte gradiente estático y cambiante, se pavimentó la forma de combinar PET y MRI con sistemas híbridos. En primer lugar, se desarrollaron insertos de detectores de PET para sistemas de resonancia magnética preclínica [1–7] y clínicos [8,9] para demostrar aún más la viabilidad de combinar las dos modalidades de imagen sin perjudicar intolerablemente los resultados de imágenes cualitativas y cuantitativas del otro. En paralelo, mediante el uso de sistemas que emplean uno y el mismo sistema de manejo de pacientes/mesa/lecho, se investigó a fondo la utilidad clínica de tener los datos de imagen de las modalidades implicadas inherentemente co-registradas entre sí [10-13]. Utilizando los sistemas de imágenes existentes, GE introdujo una configuración de dos habitaciones, se instalaron un sistema clínico de PET/CT y un sistema de resonancia magnética en habitaciones una junto a la otra y un sistema único de manejo de pacientes diseñado conectable a los puertos/agujeros de pacientes de ambos sistemas [14,15]. A PHILIPS se le ocurrió un diseño comparable, pero tiene los dos sistemas en la misma habitación y el uso de una mesa giratoria biplanar para pacientes [16,17]. El primer sistema que integra completamente el sistema de detector de PET basado en fotodiodo de avalancha (APD) fue fabricado por SIEMENS Healthineers y alcanzó la madurez del mercado en 2011. Ofreciendo la opción de una verdadera medición simultánea de las señales de PET y MR, la resolución de temporización limitada de los APD, sin embargo, no permitió mediciones de PET de tiempo de vuelo (TOF) como bien conocida y utilizada en sistemas detectores de PET basados en fotomultiplicadores en sistemas híbridos de PET/CT [18,19]. En 2014, GE healthcare introdujo un sistema de PET/MRI de cuerpo entero totalmente integrado con capacidad TOF-PET que emplea SiPM como detectores de luz en el sistema detector de PET. En una visión general completa, Quick y Boellaard resumieron los parámetros de rendimiento de los tres sistemas PET/MRI disponibles para uso clínico [20]. Recientemente, los sistemas detectores de PET basados en SiPM también se usan en sistemas de detectores de PET digitales que se emplean en PET/CT híbrido para aumentar aún más la resolución de temporización y reducir la influencia del ruido por conversión analógico-digital. “Digital” en este contexto significa que cada fotón de luz visible, generado en el material centelleador (-cristal) es detectado por la SiPM y convertido directamente en una señal de salida binaria (es decir, salida = 1 → foton de luz visible detectado, salida = 0 → sin foton de luz detectado). Esto está habilitado por las dimensiones de las microcélulas de la SiPM. Por lo tanto, un número considerable de microcélulas SiPM leen la luz de centelleo de un cristal detector particular. Ahora cada cristal individual se puede leer individualmente, y esto elimina la necesidad de matrices de localización, electrónica y aritmética dentro de un bloque detector, como se implementó ampliamente en los sistemas clínicos de PET/CT de última generación. La discriminación energética, es decir, la determinación de la energía del rayo gamma que causa el pulso de luz en el material cristalino, se logra determinando la intensidad de la luz de centelleo. Como el número de fotones de luz en un pulso representa la intensidad de la luz, contar el número de fotones detectados de luz visible, es decir, células SiPM “disparadas” con salida = 1, permite la determinación de la energía del rayo gamma. Como no hay conversión de señal analógica a digital implicada en este proceso, y un fotón de luz visible conduce a una salida binaria de una célula SiPM, este método puede llamarse recuento de fotones digitales (DPC). Más detalles técnicos y características de rendimiento se pueden encontrar en los artículos de Seifert[21] o Lecomte[22].

Para la validez cuantitativa de las mediciones de PET, es esencial que las concentraciones de actividad en las respectivas lesiones, volúmenes y subvolumenes (Bq/ccm) se determinen lo más precisas posible. Por lo tanto, la degradación de energía de los fotones 511keV, a medida que viajan a través del tejido hasta que alcanzan el sistema detector, necesita estar implicada en la reconstrucción del conjunto de datos de emisión. Esta atenuación y dispersión de los fotones están determinados principalmente por la densidad de electrones del material a través del cual viajan e interactúan. Esta densidad de electrones se puede obtener directamente obteniendo mediciones de transmisión de fuentes radiactivas de 511keV o de los rayos X emitidos por los tubos de los sistemas de TC. Los conjuntos de datos de volumen de transmisión reconstruido se pueden usar directamente si se obtienen a partir de mediciones de transmisión de 511keV o después de una calibración/escalado (bilineal) de los coeficientes de atenuación lineal (LAC) a energías de rayos X a las de 511keV, la energía de los fotones emitida después de la aniquilación de un positrón con un electrón. Por el contrario, una señal de RM representa la densidad de protones en un tejido[23–25]. Esto no es representativo de ninguna manera para el comportamiento de atenuación del material contra la radiación gamma. Por lo tanto, se han establecido varios enfoques para identificar las diferentes clases de tejido usando la señal de RM. Estas clases de tejido son grasa, tejido blando, aire y pulmón. Dependiendo de las circunstancias de imagen (es decir, la parte del cuerpo fotografiada, la posición del paciente en el sistema, la comodidad del paciente, la preparación, etc.) la segmentación de estas clases de tejido tiene éxito, o no.

A las clases de tejido segmentado se les asigna un coeficiente de atenuación lineal constante, y el mapa μ segmentado así constituido se usa para la corrección de atenuación de los datos de emisión. Sin embargo, estos algoritmos sufren de no ser suficientes para detectar hueso y aire. En sus implementaciones recientes, la mayoría de los proveedores utilizan secuencias de RM de tiempo de eco ultracorto y cero para detectar el hueso y, por lo tanto, mejorar el rendimiento de la segmentación de clase de tejido. Estos métodos se combinan con métodos de generación de mapas μ a partir de datos de MR que usan conjuntos de datos de MR estructural (es decir, ponderados con T1 o T2) en combinación con información basada en CT-atlas de una parte particular del cuerpo para generar un mapa más realista de coeficientes de atenuación lineal que incluyen hueso[26–29]. Como los atlas anatómicos son la base para la asignación de los ALC, esos métodos comienzan a fallar si la anatomía del sujeto en particular bajo investigación difiere de las circunstancias en el atlas. Recientemente, Ladefoged presentó un método llamado RESOLUTE[30]. El método fue ampliamente validado para la región de la cabeza y el cuello y demostró ser muy estable en comparación con la TC como una verdad fundamental[31]. Su rendimiento preciso también podría mostrarse en circunstancias y alteraciones anatómicas más difíciles, como podría estar presente después de las intervenciones quirúrgicas [32]. En entornos de investigación recientes, se emplean enfoques de red neuronal para entrenar algoritmos usando datos CT y 511keV para aprender a generar mapas de valor continua de LAC sobre la base de conjuntos de datos de RM estructurales. Los más recientes de este tipo están utilizando algoritmos de aprendizaje profundo basados en redes neuronales convolucionales [33–36]. En el capítulo se dará una visión más profunda sobre lo que la inteligencia artificial es básicamente y cuáles son los beneficios potenciales en el área de la medicina nuclear.

Utilizando los métodos mencionados anteriormente y dependiendo de la parte del cuerpo bajo investigación, la precisión de la medición de PET en los ajustes híbridos de PET/MRI alcanza el orden de precisión de la de los entornos de PET/CT. Además, se debe tener en cuenta todo el hardware en la trayectoria de los rayos gamma, porque también degrada/atenúa la señal de PET. Las bobinas receptoras de señal MR (flexibles o rígidas) y la tabla de pacientes se implementan mediante mapas medidos por TC de LAC o se diseñan de modo que la atenuación de la señal de PET por este material sea insignificante. La mayoría de los procedimientos de armonización de PET cuantitativo como se conoce a partir de PET/CT se basan en la medición de estructuras fantasma conocidas llenas con soluciones acuosas de radiactividad que contienen diferentes subvolumenes rellenables y, de este modo, representan concentraciones de actividad conocidas en volúmenes de diferentes tamaños en un fondo frío o caliente. En primer lugar, al estar construido principalmente de plástico, la estructura de esos fantasmas no puede ser detectada suficientemente por la resonancia magnética. En segundo lugar, mayores volúmenes de agua pura en el campo de visión de la IRM provocan distorsiones importantes de la señal de RM. Este tema se ha abordado mediante la búsqueda de líquidos alternativos para llenar el fantasma [37]. Los enfoques actuales para usar fantasmas rellenables de actividad en PET/MRI híbrido, sin embargo, emplean la implementación de mapas μ generados por CT del fantasma particular para tener en cuenta la atenuación de la señal de PET. Por lo tanto, las comparaciones cuantitativas entre sistemas proporcionan la comparabilidad de solo el rendimiento cuantitativo del sistema detector de PET. Si los ajustes clínicos para la corrección de la atenuación, es decir, el mapa μ basado en MR, se utilizan para la corrección de atenuación de las mediciones fantasma, se encuentran desviaciones considerables de la precisión de la medición de PET [38,39].

La última generación de sistemas híbridos de PET/MRI es capaz de detectar señales de PET de tiempo de vuelo (TOF)[40]. Esta información puede utilizarse para la reconstrucción simultánea de la actividad y la atenuación[41].

Dependiendo de la legislación y los requisitos y configuraciones de la organización, los sistemas PET/MRI generalmente deben instalarse y gestionarse mediante la medicina nuclear, la radiología o una combinación de ambos departamentos. Si se integra en un centro de PET de imágenes moleculares de imágenes híbridas completas que incluye un sitio de producción radiofarmacéutico con un ciclotrón en el sitio, el sistema debe estar ubicado muy cerca de esta instalación. Sin embargo, las unidades satélite de PET/MRI también se pueden instalar en sitios clínicos especializados como los departamentos pediátricos, psiquiátricos o de neurología si está disponible el nivel de personal mencionado anteriormente.

Información adicional, no solo sobre PET/MRI (Sattler 2021), se puede encontrar en una serie completa de libros de texto, el Manual de medicina nuclear e imágenes moleculares para físicos.