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 Geiger-Muller

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

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

• 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

0( ) tN t N e λ−=

1/ 20.693T

λ=

99mTc

( ) ( ) ( ) ( ) 0tdN t

A t N t A t A edt

λλ −= − = ⇒ =

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 × Ealpha

3/2 (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)

• 13N , T1/2 = 10 min – NH3 (flujo de sangre, flujo del miocardio, perfusión)

• 15O , T1/2 = 2.1 min – CO2 (flujo de sangre cerebral), O2 (consumo de O2 en el miocardio), H2O

(consumo de O2 y perfusión en el miocardio)

• 18F , T1/2 = 110 min – 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.

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

%100Energía de Resolución0

×∆=EE

0 500 1000 15000

500

1000

1500

2000

2500

3000

3500

4000

4500

BGO/APDSource: 22Na

Cou

nts

Energy (keV)

0 500 1000 15000

500

1000

1500

2000

2500

3000

3500

4000

4500

BGO/APDSource: 22Na

Cou

nts

Energy (keV)

Detectores PET

• 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.

• Acoplamiento individual:Alta resolución espacial y temporal, caro, difícil de empacar

• Diseño en bloque:Codificación digital, mayor tiempo muerto, económico, menor resolución

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: Tasa de coincidencia

f: Fracción de coincidenciaCs: Frecuencia de conteo

para el anillo

• CR se reduce al

• Reducir ∆t• Reducir Cs

2R sC f Cτ=

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

2

)

• Se reduce midiendo• Profundidad de

interacción en el centellador

Fuentes de ruido en PET

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

• 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).

3 x 3 x 30 mm3

LSO Scintillator

Charge sensitivePreamplifier

APD-2detector

22NaCollimator

APD-1detector 4 mm

Fuentes de ruido en PET

• Resolución obtenida entre 5 y 9 mm para un centellador LSO de 3 x 3 x 30 mm3

0

500

1000

1500

2000

2500

3000

3500

0 100 200 300 400 500 600 700 800

Channel

Coun

ts/c

hann

el

APD-2APD-1

y = -0.0244x + 0.873

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

0 5 10 15 20 25 30

Depth of interaction (mm)

APD

-1 /

(AP

D-1

+AP

D-2

)

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

¡ Con PET se obtienen imágenes funcionales !

Milena usme ariza

Fisica y medicina nuclearBiofisica