viernes, 24 de junio de 2016

Ciclotrón

Ciclotrón

El ciclotrón es un tipo de acelerador de partículas ideado en 1931 por Ernest O. Lawrence y M. Stanley Livingstone, en la Universidad de Berkley (California), como acelerador de partículas cargadas. El método directo de acelerar iones utilizando la diferencia de potencial presentaba grandes dificultades experimentales asociados a los campos eléctricos intensos, Lawrence y Livingstone idearon el ciclotrón que evita estas dificultades por medio de la aceleración múltiple de los iones hasta alcanzar elevadas velocidades sin el empleo de altos voltajes.

Los aceleradores de mayor potencia que se construyen actualmente son muy costosos, invirtiéndose más de la mitad de los gastos en la construcción de grandiosos imanes para aceleradores: son los imanes más grandes y costosos del mundo. Son los elementos imprescindibles de la mayoría de los aceleradores de partículas cargadas (ciclotrones). Y aunque el campo magnético en los aceleradores no supera los 15-17 mil Oe, los aceleradores ostentan los récords dentro de las máquinas más grandes que se utilizan en las investigaciones físicas y en la técnica.

Un ciclotrón es básicamente una cámara cilíndrica de alto vacío en la que mediante un campo magnético paralelo al eje del cilindro y un sistema de radiofrecuencia para generar un campo eléctrico alternante, es posible acelerar a energías muy elevadas (~10 MeV) partículas elementales (como protones y deuterones) producidas mediante una fuente de iones situada en el centro de la cavidad. Estas partículas se hacen chocar con los blancos, en los que tienen lugar reacciones nucleares que llevan a la obtención de los isótopos emisores de positrones, que serán finalmente utilizados para sintetizar los diferentes radiofármacos. Existen una gran variedad de ellos dependiendo de la potencia (intensidad del haz), la energía hasta la cual se pueden acelerar las partículas-proyectil, los blancos a utilizar, etc..

La creacion de los aceleradores se realizo bajo dos fines principales: para descubrir partículas nuevas o investigar la estructura de los objetos del micromundo. Las partículas desconocidas anteriormente pueden obtenerse en el acelerador durante la interacción de las partículas aceleradas con los núcleos de diversos elementos. El estudio de las pequeñísimas estructuras del micromundo en los aceleradores se funda en que el flujo de partículas aceleradas, de acuerdo con las leyes de la mecánica cuántica, se puede presentar como ondas de determinada longitud. Cuanto mayor es la energía de la partícula acelerada, tanto menor es la longitud de la onda. De la física se conoce que son visibles solamente los objetos, cuyas dimensiones lineales superan la longitud de la onda (las ondas luminosas tienen una longitud relativamente grande y, por eso, las posibilidades del microscopio corriente de observar objetos pequeños son muy limitadas.

D1 y D2 son dos cámaras metálicas de forma semicilíndrica huecas llamadas “dees”,por su similitud con la letra D. El punto S es dónde se encuentra la fuente de iones situada en el centro de la des. Las dos des se hallan separadas una de la otra y las dos están en el seno de un campo magnético uniforme y perpendicular (normal) al plano de las “dees”. Las dos des están conectadas a los bornes de un circuito eléctrico que crea una diferencia de potencial alterna de frecuencia w.

Inicialmente la partícula cargada q entra en D2 con velocidad v1 debido a la aceleración que le produce al campo eléctrico existente entre las dos des. Bajo la acción de el campo magnético describe una circunferencia de radio r1 y frecuencia w (1) y (2). Cuando q sale de D2 se ha invertido al campo eléctrico siendo la partícula acelerada entre las dos des, por lo cual entra en D1 con una velocidad v2 > v1 describiendo una circunferencia de radio r2>r1 (3). Siendo R el radio de las des, la velocidad máxima con que sale la partícula es (4). Su energía cinética final será tantas veces mayor que la que corresponde al voltaje aplicado a los electrodos multiplicado por el número de veces que el ion ha pasado por la región intermedia entre las “dees”.


Partes

Los principales componentes y sistemas de un ciclotrón son:

El imán
Normalmente de tipo resistivo. Un polo sobre las “D” (Norte) y otro debajo (Sur), generando un campo magnético, perpendicular a la partícula y uniforme, para confinar el haz de partículas. A medida que ganan energía el campo les obliga a describir una trayectoria espiral creciente.

Electrodos huecos
Tienen forma de “D”, se encuentran ligeramente separados y están conectados a un oscilador de alto voltaje. Alternando la carga positiva y negativa a estas “des” conseguimos acelerar la partícula.

La fuente de iones
Está formada por cátodos para la producción de protones ydeuterones. Estos iones son insertados radialmente en la zona central del imán.

Sistema de extracción del haz
Se encarga de dirigir el haz de iones hacia el blanco utilizando una placa con voltaje negativo una vez que las partículas han llegado al borde externo de las D.

Blancos
Es el lugar donde las partículas impactan.

Detectores
Registran la emisión de energía de la sustancia radiactiva, el tipo de partícula, así como los niveles de radiactividad.

Sistema de vacío
Su finalidad es la de evitar que los iones acelerados colisionen con átomos de gases residuales, con el fin de evitar la creación de neutrones que dejarían de ser acelerados.

Sistema de refrigeración
Su finalidad es controlar y mantener la temperatura correcta, así como llevar a cabo la desionización del agua utilizada para dicha función.


FUNCIONAMIENTO

El ciclotrón es un acelerador de partículas circular que mediante la acción de un campo eléctrico oscilante y otro magnético consigue acelerar los iones haciéndolos girar en órbitas de radio y energía crecientes. Se podría decir que el ciclotrón se trata de un acelerador Winderöe en forma circular y provisto de dos electrones en lugar de muchos de ellos. El ciclotrón consta de de dos cajas planas semicirculares, denominadas “des” (D1 y D2).

Las “des” se encuentran encerradas en un compartimento estanco, y el conjunto se halla colocado entre los polos de un electroimán lo bastante grande para proporcionar un campo magnético suficientemente constante sobre la superficie total de las “des”.

Continuando con el funcionamiento, estas "des" se encuentran conectadas a un generador de alta frecuencia, capaz de de desarrollar, a través de las “des”, un voltaje muy alto (unos 30000 V más o menos), a varios millones de hercios. Un filamento eléctrico incandescente, produce una corriente de electrones que ioniza el gas de hidrógeno deuterio y helio existente en el sistema, para producir protones, deuterones o partículas alfa respectivamente.

El éxito del ciclotrón depende del hecho de que el tiempo exigido por un ion de una carga-masa dada para completar una revolución en el campo magnético, no se altera al aumentar la energía del ion. Así, con tal que la frecuencia y el campo magnético estén en su justa proporción, un ion que haya partido de la fuente, y sea captado por el campo eléctrico en su fase correcta en la abertura entre las “des", experimentará sincrónicamente una aceleración cada vez que cruce la abertura.

El hecho de que la frecuencia sea variable es debido a que los primeros ciclotrones (de frecuencia fija) tenían en la práctica un límite de energía máxima resultante del aumento de la masa de las partículas cuando alcanzan energías entre 20 y 30 MeV. A estas energías, las partículas empiezan a girar más despacio y no se puede mantener por más tiempo su sincronismo con el voltaje de radiofrecuencia de las “des”.

Esta pérdida de sincronismo puede ser neutralizada disponiendo que el campo magnético crezca en la medida en que lo hace la distancia radial al centro. A su vez, este tipo de campo provoca un desenfoque vertical y hace que las partículas golpeen las superficies superiores e inferiores de las “des”. Para evitarlo y mantener las partículas próximas al plano mediano del campo magnético se hace decrecer ligeramente el campo magnético mientras aumenta el radio.

El espacio hueco del interior de las “des” está esencialmente libre de campo eléctrico. El ion, una vez en este espacio, se mueve a velocidad constante en la trayectoria circular prescrita por el campo magnético. Dado que la energía del ion aumenta en las sucesivas aceleraciones que sufre en la abertura, cada vez describe círculos más amplios, pero con velocidad creciente.

La sincronización es tal que, a cada sucesivo cruce por la abertura, el voltaje de radiofrecuencia cambia su polaridad cambia su polaridad en el sentido correcto para proporcionar una aceleración adicional.Por último, cuando el ion alcanza un determinado radio máximo, que depende del tamaño del imán, alcanza también su máximo de energía. En este punto puede ser utilizado para incidir en un blanco o puede usarse un sistemadeflector especial para dirigirlo fuera de la máquina.


APLICACIÓN CLÍNICA

El ciclotrón es usado en el mundo en la Producción de Radioisótopos necesarios para aplicaciones clínicas en tomógrafos por emisión de positrones (PET). Es también objetivo del ciclotrón el desarrollo de otros radioisótopos y aplicaciones propias de la tecnología de aceleradores en el ámbito de la investigación básica y aplicada.

Los ciclotrones se clasifican en función del tipo de partícula utilizada (positiva o negativa) o bien en función de la energía a la que éstas pueden ser aceleradas. La utilización de los ciclotrones PET actuales es muy sencilla, puesto que son sistemas muy automatizados. Aunque se pueden manejar de forma manual (con lo que se pueden controlar todos los parámetros de funcionamiento) lo habitual es fijar únicamente la corriente requerida en el blanco, que va a condicionar la actividad que se obtendrá.

La tomografía de emisión de positrones (PET, del inglés Positron Emission Tomography) es una técnica de diagnóstico clínico no-invasivo que permite la imagen funcional “in vivo” del metabolismo celular. Su importancia en especialidades como la Oncología, Neurología o Cardiología está bien avalada por la literatura científica donde gran cantidad de datos sugieren que la PET es superior a las técnicas convencionales de imagen (TAC y RM) en determinadas situaciones clínicas. La PET permite obtener imágenes usando compuestos biológicamente activos, sustratos, ligandos o fármacos marcados con emisores de positrones. Estos agentes marcados se administran normalmente vía intravenosa, distribuyéndose según el flujo sanguíneo y siendo asimila-dos independientemente de su carácter radiactivo.

Los positrones se forman durante la desintegración radiactiva de un núcleo que tiene un número excesivo de protones para alcanzar la estabilidad nuclear. Tras sucesivas colisiones, el positrón pierde su energía y cuando está prácticamente en reposo se combina (aniquila) con un electrón orbital convirtiéndose la masa de ambas partículas (electrón y positrón en reposo) en energía generándose de dos fotones de 511 KeV cada uno, los cuales serán emitidos simultáneamente y en sentidos opuestos, pudiendo salir del organismo y ser detectados en el exterior.

Los radionucleidos emisores de positrones son isótopos de elementos comunes en el organismo y, en consecuencia, los más apropiados para marcar moléculas y realizar estudios in vivo. La desintegración de un radionucleido emisor de positrones ocurre según el. La emisión del positrón conlleva la estabilización del nucleido generado, ya que éste está más cerca de la línea de estabilidad. La emisión concomitante de un neutrino (ν ) en cada desintegración hace que la energía de la emisión del positrón (β + ) sea variable, al contrario de lo que ocurre con las emisiones gamma, que tienen una energía fija para un radionucleido dado debido a que se deben a transiciones entre dos estados energéticos con valores definidos. Se habla por lo tanto de energía máxima y de energía media de emisión del positrón para cada radionucleido. Tras la emisión del positrón, éste recorre una distancia (que será mayor cuanto mayor sea la energía de emisión del mismo) antes de chocar con un electrón y producirse la aniquilación. En este fenómeno la masa de ambas partículas se transforma en energía según la ecuación E = mc2 . La distancia recorrida por el positrón (rango del positrón) hasta su aniquilación es de unos pocos mm (en un medio acuoso, asimilable básicamente a un tejido) y ocurre en un tiempo muy corto desde la desintegración (en torno a 10 -9 segundos).las partículas aceleradas son protones, la energía máximaes de 18 millones de electrón volts ( MeV ), mientras que los deuterones, con el doble de la masa de los protones, alcanzan una energía máxima de 9 MeV.

REFERENCIAS 

Ciclotrón Perú. Primer ciclotrón médico en Lima, Perú












lunes, 20 de junio de 2016

Aspectos Físicos de La Garantía

Aspectos Físicos de La Garantía by Anonymous erRU5EPwl

Cuidado Del Paciente en Braquiterapia

Cuidado Del Paciente en Braquiterapia by Anonymous erRU5EPwl

Descripción de Equipos de Última Generación en Radioterapia Externa

Descripción de Equipos de Última Generación en Radioterapia Externa by Anonymous erRU5EPwl

ESPECIFICACIONES TÉCNICAS

ESPECIFICACIONES TÉCNICAS by Anonymous erRU5EPwl

Introduccion a Los Aceleradores Lineales de Electrones

Introduccion a Los Aceleradores Lineales de Electrones by Anonymous erRU5EPwl

La Braquiterapia

La Braquiterapia by Anonymous erRU5EPwl

LINAC

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RADIOTERAPIA

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Seguridad Radiologica Teleterapia

Seguridad Radiologica Teleterapia by Anonymous erRU5EPwl

Pharmaceuticals

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Estadística Del Conteo Radiactivo

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lunes, 11 de abril de 2016

Introducción

La Medicina Nuclear es una especialidad médica que utiliza radiotrazadores (radiofármacos) para evaluar las funciones corporales y para diagnosticar y tratar enfermedades. Cámaras especialmente diseñadas permiten rastrear la ruta de estos radiotrazadores. La Tomografía por Emisión de Positrones (TEP) son una las modalidades más comunes en medicina nuclear.

Física Nuclear

En la actualidad se denomina exploración con radioisótopos a la obtención de imágenes mediante la detección de la radiación emitida por fármacos marcados con emisores radioactivos desde el interior del paciente. El tradicional CT de rayos X y la imagen por resonancia magnética o MRI, aunque basados en principios y desarrollos de Física Nuclear, no entran en la categoría de Imagen Nuclear. La Imagen Nuclear es un excelente medio diagnóstico porque, a diferencia de otras modalidades de Imagen Médica como el CT de rayos X y la resonancia magnética, revela no sólo la anatomía de un órgano o parte del cuerpo, sino también la función de dicho órgano. Esta información funcional permite diagnosticar algunas enfermedades y varias condiciones médicas mucho antes que otras modalidades de imagen, ya que se puede apreciar el trastorno (cáncer, tejido infartado, mal funcionamiento cerebral) antes de que haya dado lugar a alteraciones de la estructura (tumor, cicatrices). Se suele explicar la diferencia entre imagen funcional e imagen estructural con el siguiente ejemplo: la imagen estructural (MRI o CT) confirma que tienes cerebro pero con la imagen funcional (PET o SPECT) sabemos si lo estás usando o no.

En Imagen Nuclear, dado que se introduce material radiactivo en el paciente, la cantidad de radiación que se puede usar para obtener la imagen está limitada a valores tales que la exposición total y dosis absorbida por el paciente durante el procedimiento sea aproximadamente comparable a la que recibiría durante un CT. Si cada elemento de imagen (píxel) de un CT es el resultado de cientos de millones de fotones de rayos X, en el caso de la imagen nuclear es el resultado de cien o menos fotones. Por tal motivo, el rango dinámico, la relación señal-ruido y la calidad de la imagen es, en general, peor que en la Imagen Médica convencional.


Existen dos modalidades principales para la obtención de imagen en Medicina Nuclear. La primera, la que utiliza isótopos emisores de rayos γ (gamma) que se detectan por medio de una cámara exterior al paciente. En su versión proyectiva (obtención de imágenes en dos dimensiones al igual que las radiografías convencionales,) hablamos de escintigrafía. En su versión tomográfica hablamos de SPECT (Single Photon Emission Computer-aided Tomography o Tomografía Computerizada de Fotón). Estas técnicas requieren un equipo relativamente sencillo y los isótopos más utilizados (99mTc) se pueden obtener con facilidad por medio de un generador de radioisótopos. La energía de los rayos γ involucrados no es muy distinta de la de los rayos X y por tanto los equipos para obtener imágenes a estas energías no son muy diferentes de los habituales escáneres de rayos X. Por todo ello, el SPECT ha sido de las técnicas de Imagen Nuclear más extendidas y conocidas.
La otra modalidad principal de Imagen Nuclear es la Tomografía por Emisión de Positrones o PET. La característica diferencial del PET es que utiliza radioisótopos emisores ß+ que precisan de un ciclotrón para ser generados. El desarrollo en las tecnologías de aceleradores, con la aparición de los ciclotrones para producción de radioisótopos acoplados a módulos de síntesis de fármacos conformando radiofarmacias llave en mano, está permitiendo la popularización de esta técnica.

Radiotrazadores

Los radiotrazadores están formados por moléculas portadoras unidas fuertemente a un átomo radiactivo. Estas moléculas portadoras varían dependiendo del propósito del escaneo. Algunos trazadores emplean moléculas que interactúan con una proteína específica o azúcar en el cuerpo y además pueden emplear las propias células del paciente. Por ejemplo, en los casos donde se necesitan saber la fuente exacta del sangrado intestinal, ellos pueden radiomarcar (añadir átomos radioactivos) a una muestra de glóbulos rojos tomada del paciente. Luego reinyectan la sangre y utilizan una PET para seguir la ruta de la sangre en el paciente. Cualquier acumulación de radioactividad en los intestinos informa a los doctores dónde yace el problema.

Para la mayoría de los estudios de diagnóstico en medicina nuclear, el radiotrazador es administrado a un paciente por vía intravenosa. Sin embargo, un radiotrazador también puede ser administrado por inhalación, por ingestión oral o por inyección directa en un órgano. La manera de administrar el trazador dependerá del proceso de la enfermedad bajo estudio.

Los trazadores aprobados se denominan radiofármacos ya que deben cumplir con las normas estrictas, de seguridad y desempeño apropiado, de la FDA para el uso clínico aprobado. El especialista de medicina nuclear seleccionará el trazador que suministrará la información más específica y confiable para el problema específico de un paciente.


Algunos radioisótopos utilizados en PET y SPECT. 


En el caso de los fármacos de SPECT, se indica la energía del fotón y en el de PET la energía promedio del electrón emitido. A mayor energía del electrón, mayor es el rango medio del positrón antes de desintegrarse y mayor también el emborronamiento intrínseco de la imagen PET. Además, en el caso de PET, los fotones de aniquilación poseen 511 keV de energía, bastante mayor a las energías de los fotones de SPECT, lo que requiere de mayor espesor de material en el detector. Esto también introduce emborronamiento de la imagen debido al rango del fotón en el detector.

Los radioisótopos emisores ß+ empleado en PET se desintegran con la emisión de un positrón, la antipartícula del electrón. Los positrones, tras frenarse al atravesar el tejido biológico, se aniquilan junto con alguno de los electrones que forman parte del material en exploración. En dicha desintegración se emiten simultáneamente dos fotones de 511 keV que, por conservación del momento, salen en direcciones opuestas casi colineales. La detección simultánea de dos fotones en los detectores que rodean al paciente indica que se ha producido una desintegración del radioisótopo situado en la línea que une ambos detectores. Por lo tanto, la sensibilidad de los detectores PET es superior a la de los detectores SPECT.

Los equipos son mucho más complicados, por sus detectores agrupados en parejas o anillos y la electrónica de coincidencia necesaria. Debido a que el positrón no se aniquila en el mismo punto en dónde se produce la desintegración del radionúclido sino a una cierta distancia la imagen PET presenta un emborronamiento intrínseco y podemos reconstruir la posición dónde se ha producido el par de fotones γ, que no necesariamente coincide con la posición en donde se ha producido la desintegración del radionúclido.

Una ventaja de la técnica PET es que los isótopos que se pueden utilizar tienen gran interés biológico. En la actualidad casi cualquier molécula orgánica puede ser sintetizada con carbono, oxígeno o nitrógeno radiactivos. Sin embargo, el radionúclido más utilizado en PET es el 18F, dada su mayor vida media que facilita la síntesis de fármacos complejos y su transporte y distribución en un radio de varios cientos de kilómetros. El flúor puede sustituir al hidrógeno en muchas moléculas orgánicas. La [18F]-flúor-desoxiglucosa o FDG, con una funcionalidad biológica similar a la de la glucosa convencional, alimento de las células. Una vez en el interior de las células, el 18F se acumula en ellas. Las células con metabolismo acelerado, por ejemplo células cancerosas en división descontrolada, músculo cardíaco en continua contracción y regiones más activas del cerebro (principal órgano consumidor de glucosa) acumulan más 18F que su entorno y dan una señal positiva en la imagen PET. Como en la imagen PET se pueden apreciar unos pocos picomoles de trazador y dada la elevada especificidad de los radiofármacos en su fijación a nivel molecular y celular, esta técnica posibilita el diagnóstico y detección precoz de lesiones cancerosas, mucho antes de que se aprecien cambios en la estructura de los órganos involucrados.


Una aplicación de PET que recibe atención creciente es la determinación de la efectividad de los tratamientos por radioterapia o quimioterapia en tumores. Las células destruidas por el tratamiento dejan de fijar FDG, y por tanto aparecen como no activas en la imagen PET, apenas días (u horas) después de la aplicación del tratamiento y mucho antes de que se puedan apreciar cambios en la estructura y tamaño del tumor.

La Imagen Nuclear mediante PET requiere de la fabricación de radioisótopos artificiales, de corta vida media efectiva dentro del cuerpo (algunas horas como máximo), con el fin de poder tomar la imagen en un intervalo corto de tiempo y minimizar la dosis recibida por el paciente. Por su corta vida media, la utilización de 11C, 13N y 15O precisa de un ciclotrón en la propia unidad de Imagen Nuclear.

Equipo detector

En Imagen Nuclear, para la detección de radiación γ se utilizan habitualmente fotomultiplicadores combinados con cristales centelladores. En el centellador, los rayos γ depositan su energía hasta ser absorbidos por completo en el cristal o bien hasta que lo atraviesan y abandonan cediendo sólo parte de su energía al cristal. La energía cedida por los fotones de la radiación γ al cristal se transforma en luz visible en cantidad aproximadamente proporcional a dicha energía cedida. La radiación visible generada es detectada por medio de un fotomultiplicador que transforma los pulsos de luz en una señal eléctrica de amplitud suficiente para ser procesada. Los materiales centelladores utilizados en Imagen Nuclear suelen ser cristales inorgánicos. La necesidad de avanzar en el estado del arte de los experimentos de Física Nuclear ha hecho evolucionar continuamente la tecnología de centelladores y fotomultiplicadores.

Los avances en los dispositivos experimentales requeridos e impulsados por las colaboraciones de Física Nuclear Experimental tienen aplicación frecuente y casi inmediata en Imagen Nuclear. Cabe mencionar en este sentido los nuevos materiales centelladores que sustituyen con ventaja a los tradicionales. Por ejemplo, los cristales de yoduro de sodio o cesio dopados con talio (NaI (Tl) o CsI (Tl)) utilizados en SPECT están ahora siendo sustituidos ventajosamente por bromuro de lantano dopado con cerio (BrLa (Ce)), que presenta ventajas de resolución en energía. Y el bismutogermanato (BGO) más comúnmente empleado en PET es ahora sustituido por ortosilicatos de lantano (LSO) que presenta un mayor rendimiento en la conversión de energía γ en radiación visible. También se ha probado el uso de fotodiodos de avalancha (APD), fotodiodos PIN o detectores multipixelados de silicio en sustitución del fotomultiplicador, si bien estas tecnologías alternativas casi sólo se emplean de momento en imagen experimental.

Se da la circunstancia de que, si bien durante mucho tiempo eran los experimentos en Física Nuclear los que iban por delante en cuanto a prueba y desarrollo de nuevos avances en detección de rayos γ, la utilización creciente de la Imagen Nuclear y su mayor peso económico hace que cada vez más la tendencia se invierta y muchos desarrollos se realizan primero para Imagen Nuclear y más tarde encuentran su aplicación también en experimentos de Física Nuclear.

En los últimos años la búsqueda de centelladores ultrarrápidos con el fin de obtener la información de tiempo de vuelo (TOF) de los dos fotones en los escáneres PET ha impulsado el desarrollo de los centelladores de bromuro de lantano extradopados en cerio, que pueden convertirse en los centelladores más rápidos disponibles.

Otro punto en común entre Física Nuclear e Imagen Nuclear son las herramientas de simulación de la interacción entre los fotones γ y la materia, desarrolladas para optimizar el diseño de detectores y que pueden aprovecharse tanto para los experimentos de Física Nuclear Experimental como para Imagen Nuclear y para el cálculo y, como veremos en las siguientes secciones, planificación de tratamientos de radioterapia, lo cual es una motivación adicional muy importante tanto para los desarrolladores de estas herramientas como para los usuarios que las ponen a prueba.


Fotografía de un fotomultiplicador planar sensible a la posición, utilizado en PET y en gamma-cámaras (izquierda). A la derecha, cristales de LSO cortados antes de ensamblarlos en una matriz para formar una cabeza de un detector para PET.



Calibradores de actividad o activímetros

Su uso está destinado a la medición exacta y precisa de la actividad que se administrará al paciente para la realización del estudio o del tratamiento. Se trata de una cámara de ionización gaseosa tipo pozo dentro de la cual se introduce el material radiactivo para su medición. La actividad del material radiactivo se mide en función de la corriente de ionización producida por las radiaciones emitidas por el radioisótopo que interactúa con el gas. La cámara se sella, usualmente bajo presión, y tiene dos electrodos cilíndricos coaxiales que se mantienen a una diferencia de potencial; el espacio axial constituye el pozo. En el electrómetro asociado la diferencia de potencial se convierte en una señal de voltaje que se amplifica, se procesa y finalmente se presenta, generalmente en forma digital, en forma de unidades de actividad (Bq o Ci). Esto es posible dado que para un determinado radionúclido, suponiendo una geometría fija y una respuesta lineal, la corriente de ionización es directamente proporcional a la actividad. Sin embargo, la respuesta de una cámara de ionización a diferentes radionúclidos varía de acuerdo a sus energías. Por lo tanto, se necesita ajustar apropiadamente la señal para el tipo de radioisótopos que se mide; esto se logra colocando en el activímetro selectores de isótopos.



Sistemas de detección para mediciones

En general todos los sistemas para mediciones de radiación, se basan en detectores de centelleo con un cristal de ioduro de sodio activado con talio.

El vial con la muestra se introduce en un pozo axial o transversal. Las radiaciones absorbidas por el cristal generan luz, que da lugar a pulsos eléctricos en el fotocátodo de un tubo fotomultiplicador al cual el cristal está ópticamente acoplado. Estos pulsos por medio de la electrónica asociada permiten el análisis de la altura del pulso y su medición. La sensibilidad del equipo depende de las dimensiones del cristal utilizado. La mayoría de los equipos para mediciones de radiación tienen selectores por medio de los cuales se obtienen las condiciones de operación adecuadas para las mediciones rutinarias.

Los sistemas automáticos de medición pueden aceptar varios cientos de muestras que se miden en forma secuencial. Tales sistemas pueden incorporar dos o más canales electrónicos independientes permitiendo las mediciones simultáneas de más de un radionúclido.


Los sistemas de detección, se basan en detectores de centelleo con cristales de ioduro de sodio activado con talio. Se utilizan cristales cilíndricos y la electrónica asociada permite la necesaria amplificación, análisis de la altura de pulso y su medición.

La sensibilidad del detector depende de las dimensiones del cristal en relación a las energías de las radiaciones involucradas. Para energías medias, un cristal de 50mm de diámetro y 25mm de espesor es satisfactorio. Los cristales mayores mejoran la sensibilidad especialmente para mayores energías. Se debe rodear el detector con un blindaje de plomo para reducir su respuesta a la radiación ambiental y se debe contar con un blindaje plomado que actuará como colimador para lograr las necesarias características direccionales. El detector blindado y colimado se monta en un soporte ajustable permitiendo que sea adecuadamente posicionado en relación con el paciente. Usualmente están provistos de colimadores intercambiables de modo que las características del detector se puedan adecuar a la situación clínica particular.


Sistema de Centelleo

Este instrumento ha sido diseñado para producir una imagen en dos dimensiones de la distribución de actividad por barrido de la región de interés en sucesivos pasos rectilíneos. Estos equipos permiten obtener la imagen del barrido como una distribución de marcas coloreadas o monocromas producidas por un marcador en un papel o impresionando una película fotográfica.

El detector del equipo usualmente posee un cristal de ioduro de sodio activado con talio de 75 mm o 125 mm de diámetro y 50 mm de espesor. Generalmente están provistos de colimadores de plomo intercambiables para distintas situaciones clínicas. Estos colimadores poseen agujeros múltiples cuyos ejes definen un punto focal. En la región del punto focal, los campos de visión de todos los agujeros coinciden, de modo que la sensibilidad del detector colimado es mucho mayor que en cualquier otro punto. El plano perpendicular al eje del colimador a través del punto focal es el plano focal y la distancia desde la cara expuesta del colimador al punto focal es la distancia focal.

Otros parámetros importantes son la resolución espacial, que expresa la capacidad para percibir detalles en la distribución de actividad en el plano focal, y la profundidad del foco, que expresa el modo en el cual esta capacidad disminuye a lo largo del eje en cualquier lugar fuera del plano focal. La distancia focal óptima para este tipo de equipos es aproximadamente de 7cm, siendo, por lo tanto, especialmente adecuado para el diagnóstico de la glándula tiroides.

Esquema de un centelleo


Colimadores de un centelleo


Conclusiones

La Física Nuclear ha sido protagonista de muchos de los avances del siglo XX en Medicina, por un lado en Imagen Médica con la MRI, el diagnóstico por rayos X y la Imagen Nuclear (PET y SPECT) y en el tratamiento de lesiones oncológicas por Radioterapia externa con fotones y electrones y Radioterapia externa o Braquiterapia.

El desarrollo de la instrumentación nuclear (detectores, técnicas de aceleración de partículas y electrónica asociada) ha sido clave en el progreso del diagnóstico por imagen y de los tratamientos por Radioterapia. Esta “simbiosis” entre Física Nuclear y Medicina continúa siendo fructífera y muchos centros de Física Nuclear desarrollan proyectos cada vez más directamente orientados a las aplicaciones en Medicina. 









martes, 5 de abril de 2016

EQUIPOS HÍBRIDOS DE MEDICINA NUCLEAR

Los sistemas híbridos PET/TC integran en la misma maquina una TC y una PET situados en línea. Esto permite obtener simultáneamente información funcional y anatómica en una única exploración y sesión. La PET utiliza la inyección de moléculas marcadas con isótopos radiactivos emisores de positrones, proporcionando información metabólica. El proceso previo a la realización de la prueba diagnóstica consta de etapas sucesivas, como son: síntesis del isótopo radiactivo, síntesis del radio fármaco, transporte e inyección del mismo, reacción de los positrones con los electrones del organismo dando lugar a fotones de alta energía, adquisición de los datos tras la detección de dichos fotones, reconstrucción y fusión de las imágenes.

El primer prototipo dual PET/TC fue implantado en Pittsburg en abril de 1998 hasta agosto de 2001, cuando fue sustituido por el primer PET/TC comercial (Biograph, de Siemens Medical Solutions). Actualmente, se comercializan varios equipos híbridos Biograph Scanner (Siemens Medical Solutions), Discovery LS y ST (General Electric Medical Systems), Reveal (CTI), Gemeni (Phillips Medical Systems).Todos combinan los componentes de la PET ya sean cristales de ortosilicato de lutecio, germanato de bismuto y/o ortosilicato de gadolinio con una TC multidetector de 2, 4, 8 y de 16 coronas. Existen dos tendencias de trabajo actualmente en revisión. En EE.UU., el grupo de trabajo de Pittsburg, inician el estudio con la TC con contraste intravenoso y posteriormente adquieren las imágenes de PET. Otros autores adquieren TC de baja dosis primero, luego PET y posteriormente TC de alta dosis con contraste iv. Es, al menos, curioso que en las publicaciones con el equipo de Biograph se realizan los estudios con la TC con contraste. Mientras que en las publicaciones con el Discovey se realizan con TC de baja dosis y sin contraste.

El avance en el campo de las imágenes médicas se observa en el desarrollo de equipos con tecnología híbrida, en los que se acoplan en un mismo equipo componentes de medicina nuclear y radiología: PET-CT, SPECT-CT, PET-MRI y, en desarrollo, SPECT-MRI. Así, se combina la información de carácter funcional con la anatómica estructural. La técnica PET/TC es multidisciplinar, ya que es indiscutible que la PET es una técnica claramente de medicina nuclear, y la TC es una modalidad diagnóstica de Radiología. Ambas están validadas por separado, pero la modalidad híbrida PET/TC aún está siendo evaluada.

Esto redunda en la posibilidad de detectar varias enfermedades en forma temprana. Así, por ejemplo, se puede detectar nódulos linfáticos cancerosos de menos de 1cm, aun cuando los mismos puedan estar significativamente reemplazados por grasa.

La utilización de medios de contraste en esta técnica es controvertida debido a los potenciales aumentos artefactuales en la captación de 18-FDG que pueden producirse en diversos tejidos al realizar la corrección de la atenuación de la PET. Sin embargo, el contraste intravenoso y el contraste oral son necesarios a la hora de realizar la estadificación tumoral con TC. Los píxeles con contrastes se escalan incorrectamente a energías de 511 keV, por lo que pueden generar potenciales artefactos focales en las imágenes de PET corregidas. Los contrastes tienen un Z elevado, lo que resulta en un µ/* (cálculo modal) elevado a energías de Rx por absorción por efecto fotoeléctrico. Otra manera de obviar esto sería realizar dos TC, una de baja dosis y sin contraste, para la corrección de la atenuación y otra diagnóstico de alta dosis y con contraste iv, que es lo que se realiza en el marco exclusivo de la investigación. Algunas publicaciones afirman que el contraste intravenoso produce artefactos no significativos desde el punto de vista clínico a concentraciones normales en la imagen PET corregida. En cuanto al contraste oral, como su rango de concentraciones es extenso y no controlable, puede generar sobrestimación a la hora de corregir la atenuación de los datos de emisión, si bien en algunos estudios también se ha visto que estos errores no son significativos en la práctica clínica diaria. Para algunos no ha habido modificaciones en la fusión de la PET con el uso del contrate de la TC y sistemáticamente la fusión de las imágenes se realizan con la TC con contraste en los estudios de validación de la técnica. No obstante, la decisión técnica de realizar los estudios con o sin contraste debe estar basada en la evidencia científica para reducir la variabilidad de la práctica clínica.

La Tomografía por Emisión de Positrones, es una tecnología diagnóstica empleada en Medicina Nuclear (MN), que integra en un único dispositivo dos técnicas de imagen diferentes, por lo que en un solo examen o estudio, se combinan los resultados de ambas técnicas. Se trata de un tomógrafo híbrido, que básicamente muestra en una sola imagen la información bioquímica de una técnica y la información anatómica de la otra, es decir unifica la resolución espacial de una técnica y la resolución de contraste de la otra, lo que permite obtener una información diagnóstica más precisa y detallada, abriendo nuevas oportunidades en diagnóstico, planificación de Radioterapia y seguimiento de los pacientes, lo que ha generado nuevos vínculos entre las diferentes especialidades médicas radiológicas.

Esta tecnología posee características claramente diferenciadas respecto a otros métodos de diagnóstico por imagen, lo cual es visible en el flujo tecnológico que se requiere establecer. La incorporación de los equipos híbridos como el PET/CT ha incidido de manera directa en el diseño de los servicios de Medicina Nuclear, debido a las características particulares de la protección radiológica que impone esta tecnología, como resultado de la coexistencia de los fotones de 511 keV (generados por la aniquilación de los positrones emitidos desde las diferentes fuentes de exposición) junto a los rayos X emitidos por el CT.
Adicionalmente a los requisitos derivados del uso de esta nueva tecnología, la instalación debe cumplir ciertos requisitos básicos: ser segura, funcional y cumplir con la normativa vigente en materia de seguridad radiológica y de fabricación y uso de radiofármacos.

De manera general los objetivos fundamentales del diseño son los siguientes:
  • Garantizar la seguridad radiológica y física de las fuentes radiactivas, en todo momento.
  • Minimizar exposición del personal, los pacientes y el público.
  • Prevenir la propagación de la contaminación radiactiva.
  • Mantener el fondo radiactivo bajo, para evitar interferencia con los equipos de imágenes.
  • Cumplir los requerimientos sanitarios del trabajo con radiofármacos.

Por otra parte, la combinación de las dos técnicas imagenológicas impone requisitos adicionales a la capacitación y entrenamiento del personal, no considerados hasta el momento. La introducción razonable y correctamente evaluada de esta tecnología, con todos los requisitos que se derivan de su implementación, permite su explotación de una manera segura tanto para trabajadores ocupacionalmente expuestos, pacientes, público y medio ambiente.

Con la novedosa tecnología PET-CT se obtiene una información metabólica y funcional de alto valor clínico y se abre una nueva dimensión en el diagnóstico por imágenes, por esta razón, su introducción y proliferación es un proceso indetenible, no obstante, debe realizarse de una manera precisa y adecuada, considerando sus particularidades y riesgos radiológicos asociados, diferentes a los comúnmente presentes en la Medicina Nuclear convencional. La introducción de esta nueva tecnología en la práctica de Medicina Nuclear, genera un impacto nada despreciable, que se evidencia en varias aristas, aunque solo hemos expuesto un par de ellas, este trabajo expone una visión sobre el problema y una manera de abordarlo. Finalmente se puede afirmar que cada instalación que pretenda introducir esta tecnología requiere de un individualizado y cuidadoso análisis.

Con las imágenes fusionadas se puede mejorar, en muchos casos, el diagnóstico o limitar las opciones de diagnóstico diferencial. Disponer además de estudios previos, de información clínica, de patología y de laboratorio permite muchas veces profundizar la investigación para destacar o descartar elementos del diagnóstico diferencial. También, como corolario lógico, una parte integral del reporte médico pueden ser las recomendaciones para el seguimiento.

PET-CT

Una indicación clínica importante de PET-CT, es la evaluación de un nódulo pulmonar solitario no calcificado y suficientemente grande para poder ser estudiado por PET-CT. Otra indicación importante, pero menos empleada, es la búsqueda de un tumor primario cuando se han agotado otros estudios radiológicos.
En el cerebro, se utiliza para la evaluación metabólica en procesos neurodegenerativos (enfermedad de Alzheimer, degeneración frontotemporal, Lewy-Bodies, entre otras). Además, puede ser útil para diferenciar tumor cerebral recurrente de radionecrosis y para determinar la localización de focos epileptogénicos.



PET-MRI

El primer equipo híbrido de PET-MRI fue aprobado por FDA en 2011. Además de obviar la radiación ionizante que genera el CT scanner, la resonancia magnética provee un mejor contraste de tejido blando. Esto es excelente para evaluar el cerebro, la columna vertebral, las glándulas salivares, el cuello (luego de radio y quimioterapia) y el corazón.



SPECT-CT

Los hallazgos focales de SPECT se correlacionan espacialmente con CT (con dosis reducida) en el mismo estudio, y se usan cada vez más en:
  • Bone scans, para definir enfermedad metastática en pacientes oncológicos y para enfermedad articular.
  • Estudios de paratiroides en búsqueda de adenomas, lo que puede facilitar la cirugía.
  • Estudios de cuerpo entero con yodo 131 en pacientes tratados por cáncer de tiroides, lo que facilita la remoción o el seguimiento de un foco.
  • Estudios de octreoscan en búsqueda de tumores neuroendocrinos.
  • Para complementar los estudios de perfusión del miocardio (MPI) con sestamibi con un estudio de puntuación de calcio coronario por CT (coronary calcium scoring, CCS). Se ha demostrado que en los estudios indeterminados o levemente anormales de MPI con un CCS de 0 no presentan enfermedad coronaria significativa posteriormente, mientras que pacientes con un CCS elevado, aun con MPI aparentemente normal (algunos representando isquemia balanceada) pueden estar en alto riesgo para desarrollar eventos cardiacos futuros.


Discovery PET CT scanner medical animation