Medicina Nuclear Técnicas que utilizan el decaimiento radioactivo de los átomos en aplicaciones médicas.

• PET: • • • •

Tomografía de emisión de positrones (Positron emission tomography) SPECT: Tomografía de un fotón. (Single photon emission tomography) Cintigrafía: Imagen directa de la radiación CT: Tomografía computarizada de rayos x Otras

Características: • Se dibuja la distribución de un compuesto radioactivo dentro del cuerpo • Métodos de Proyección y CT • Se dibujan contrastes funcionales o metabólicos (no anatómicos) – Perfusion del cerebro, función – Perfusion del miocardio – Detección de tumores (metástasis)

Historia • Radioactividad: • En 1896 Becquerel descubrió los primeros radioisótopos Naturales • Los primeros radioisótopos artificiales fueron producidos por Pierre y Marie Curies en 1934 (32P) • 1935 - Hevesy usa 32P para estudios metabólicos con contadores GeigerMuller • 1949 – Primeras imágenes de radioisótopos de absorción de 131I en la tiroide realizadas por Cassen (Centrellador + PMT, scanner, colimador, resolución espacial de 1/4 “) • 1957 – Cámara Anger (imágen plana ) • 1960 - Kuhl & Edwards construyen el Scanner Mark IV (~10 años antes que el Scanner de rayos-x) • 1977 – Kayes & Jaszczak desarrollan el SPECT independinetemente • 1950 – Primeros intentos para desarrollar el PET • 1976 – Primeros PET comerciales (Phelps y Hoffman en CTI)

Características: • Se dibuja la distribución de un compuesto radioactivo dentro del cuerpo • Métodos de Proyección y CT • Se dibujan contrastes funcionales o metabólicos (no anatómicos) – Perfusion del cerebro, función – Perfusion del miocardio – Detección de tumores (metástasis)

Actividad Nuclear • El decaimiento radioactivo esta descrito por:

N (t ) = N 0 e − λ t

99m

• N(t) Número de radioisótopos en t • N0: Número inicial de radioisótopos ∀ λ: constante de decaimiento [1/t]

T1/ 2 =

Tc

0.693 λ

• Actividad A = Tasa promedio de decaimiento [decaimientos por segundo]

A( t ) = −

dN ( t ) dt

= λ N ( t)

⇒

A ( t ) = A0e − λ t

• La actividad nuclear se mide (tradicionalmente) en curie: 1 [Ci] = 3.7 × 1010 decays/sec (origen: actividad de 1 g de 226Ra) • Unidades usadas: 1- 50 mCi (medicina), µCi (prueba). La unidad del SI es el becquerel [Bq] = 1 decimiento/segundo

Interacción de partículas nucleares y materia • Partículas alfa • Nucleos de Helio (4He++), decimiento de átomos con Z > 82 • ~ 3-9 MeV • Dual +, gran masa → interacción fuerte (ionizacion, excitación) • Rango medio en aire: Rm = 0,325 × Ealpha3/2 (2 – 10 cm) • Rango medio en tejido (< 1 mm) • Partículas beta • Bremsstrahlung • Interacción con electrones del blanco • Rango de penetrción es ~

e-µt

• Rayos gama • Ondas electromagnéticas producidas en procesos nucleares (λ < 0,1 nm, E > 10 keV) • Interacción idéntica a los rayos-x (producción de pares, interacción Cmpton y fotoeléctrica) además hay emisión de α, n, o p del núcleo)

Radioisótopos para uso clínico en PET • La mayoría de la radioisótopos naturales no sirven, (vida media muy larga, o existe emisión de partículas cargadas) • Radioisótopos artificiales se producen por bombardeo de isótopos estables en Ciclotrones

• Se producen también en generadores. Un isótopo padre con vida media larga, produce isótopos emisores de positrones. Estos se separan por medios químicos del isótopo padre.

Tomografía Computarizada de Positrones (PET) • Usa emisores de positrones • Los positrones se aniquilan con un electrón cercano ⇒ crean dos rayos gama de 511 keV antiparalelos ( 180° ) • Coincidencia genera “cuerdas”: • “Colimación electrónica”

Radiofármacos • Un radioisótopo se adhiere a un fármaco específico de una actividad metabólica (cancer, perfusión del miocardo, perfusión del cerebro)

• Emisores de positrones • 11C , T1/2 = 20 min – Varios compuestos orgánicos (Se acopla a receptores nerviosos, actividad metabólica)

•

N , T1/2 = 10 min

13

– NH3 (flujo de sangre, flujo del miocardio, perfusión)

•

O , T1/2 = 2.1 min

15

– CO2 (flujo de sangre cerebral), O2 (consumo de O2 en el miocardio), H2O (consumo de O2 y perfusión en el miocardio)

•

F , T1/2 = 110 min

18

– 2-deoxy-2-[18F]-fluoroglucosa (FDG, neurología, cardiología, oncología, actividad metabólica)

Detection of Gamma Radiation • Centelladores más usados • Cristales: NaI(Ti), BGO, CsF, BaF2, LSO • Criterios de selección: Rango, respuesta temporal, eficiencia , resolución de energía. • Cámaras de ionización no se usan porque tienen baja eficiencia, respuesta lenta • Detectores semiconductores (diodos): tienen muy alta resolución, son rápido, pero de alto costo.

Resolución de energía • Se define como el ancho del pico (FWHM) dividido por el centroide.

Resolución de Energía =

∆E × 100% E0

• Para 22Na (511 keV): Resolución de energía = 14 % BGO/APD • Valores típicos son de 8-15 % para BGO 4500 4000

Source: 22Na

3500

4500 Counts

3000

4000 3500

2500

BGO/APD

2000

Source: 22Na

1500 1000

3000

Counts

500

2500

0

0

500

1000

1500

Energy (keV)

2000 1500 1000 500 0

0

500

1000

Energy (keV)

1500

Detectores PET • Acoplamiento individual: Alta resolución espacial y temporal, caro, difícil de empacar • Diseño en bloque: Codificación digital, mayor tiempo muerto, económico, menor resolución

• Diseño en bloque con lógica Anger • Cristales seccionados actúan como guias de luz • Se usan en la mayorái de los equipos PET modernos. Bajo costo, alta resolución, codificación complicada.

Resolución de imágen en PET

• Factores que influyen en la resolución

Geometría de los detectores PET • Septa entre capas reduce la dispersión Compton, coincidencias aleatorias y cuentas de fondo • Con Septa se obtienen varias imágenes bi-dimensionales (promedio de la capa) • Sin septa se obtienen imágenes oblicuas, pero el proceso es más complicado.

Sensibilidad vs. tamaño del detector • Cristales grandes: Menor tiempo de adquisición, menor resolución, • Cristales pequeños: Se necesita un anillo más grande para evitar interacciones en centelladores laterales. Mejor resolución, tiempo de adquisición más largo.

Fuentes de ruido en PET • Coincidencias aleatorias: Dos fotones no correlacionados alcanzan dos centelladores opuestos durante una ventana de tiempo τ (~10 ns).

CR = τ f Cs2 CR: Tasa de coincidencia f: Fracción de coincidencia Cs: Frecuencia de conteo para el anillo

• CR se reduce al • Reducir ∆t • Reducir Cs

Fuentes de ruido en PET • Dispersión de Compton en el paciente produce eventos que son asignados a la cuerda equivocada.

• Se reduce usando • Ventana de energía pequeña • Uso de Septa

Fuentes de ruido en PET • Elongación radial se produce cuando rayos gama que interactúan en el centellador con un ángulo oblicuo, son detenidos en el centelador equivocado.

• El efecto es mayor en centelladores menos densos (BaF )

Fuentes de ruido en PET • Medición de elongación radial en un centellador de LSO, usando dos detectores de avalancha.

APD-1 detector

22Na

3 x 3 x 30 mm3 LSO Scintillator

Collimator 4 mm

Charge sensitive Preamplifier

APD-2 detector

• Ernesto Gramsch, Ricardo E Avila, and Peter Bui, “Measurement of the Depth of Interaction of a LSO Scintillator Using a Planar Process APD”, IEEE Trans. Nucl. Sci. June (2003).

Fuentes de ruido en PET • Resolución obtenida entre 5 y 9 mm para un centellador LSO de 3 x 3 x 30 mm3 3500 3000 Counts/channel

2500

APD-2

2000

APD-1

1500

500 0 0

100

200

300

400 Channel

500

600

700

800

AP D-1 / (AP D-1+AP D-2)

1000

1 0.8 0.6 0.4 0.2

y = -0.0244x + 0.873

0 0

5

10

15

20

25

Depth of interaction (mm)

30

Resolución PET comparada a RMN • Modern PET ~ 2-3 mm resolution

¡ Con PET se obtienen imágenes funcionales !

Milena usme ariza

Fisica y medicina nuclear Biofisica