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Proyecto Fin de Carrera José Ignacio Berdún Seijo

Reconstrucción Cuantitativa de Imágenes en un Tomógrafo PET de Alta Resolución para Animales 21

Capítulo II:

La Tomografía por emisión de positrones



2.1. Fundamentos físicos de la tomografía por emisión de positrones

En el presente capítulo describiremos los procesos físicos en los que se

basa la tomografía por emisión de positrones. En capítulos posteriores,

explicaremos en detalle qué técnicas se siguen para aprovechar estas bases

físicas y, a partir de los datos que un tomógrafo PET es capaz de generar,

obtener una imagen de tomografía por emisión de positrones.

En resumen, el proceso consiste en administrar (habitualmente se

inyecta) al paciente un radiofármaco emisor de positrones, introducirlo en

una cámara capaz de detectar la radiación emitida y finalmente obtener la

imagen de la distribución del radiofármaco en el interior del organismo. A

continuación detallamos estos pasos.

Los radiofármacos [10] son sustancias que unen a sus características

químicas estructurales propias la cualidad de contener un átomo cuyo núcleo

emite radiación gamma (radionúclido), siendo empleados en biología animal o

humana con fines de investigación, diagnóstico y tratamiento. Los radionúclidos

son generalmente compuestos inorgánicos del elemento respectivo en solución,

como, por ejemplo, yoduro de sodio radiactivo (131INa). Los compuestos

marcados son el resultado de un proceso que incorpora o une un radionúclido y

una molécula, elegidos conforme a la finalidad que persigue (por ejemplo,

DTPA 99mTc o dietilentetraminapentacético, clásico en SPECT).



Los radionúclidos (son los que nos interesarán, en particular

radioisótopos de una vida media4 corta) pueden producirse en reactores

nucleares o en aceleradores de partículas, fundamentalmente el ciclotrón. Para

producir un radionúclido a partir de un isótopo estable, es necesario provocar

en éste una alteración de la relación Z/N5. En otras palabras, es necesario

agregar o quitar protones o neutrones del núcleo. Esto se logra mediante

reacciones nucleares adecuadas, provocadas por el bombardeo del núcleo con

un determinado tipo de partículas, como por ejemplo neutrones, protones,

deutrones, fotones gama, etc.

Tras la inyecta del radiofármaco, se deja pasar un periodo de tiempo en

función de la radioactividad del tipo de estudio realizado.

Posteriormente, el paciente es introducido en una cámara, el

tomógrafo, que es capaz de obtener los datos a partir de los cuales se puede

reconstruir una imagen tomográfica. Estos datos se obtienen mediante unos

receptores que detectan la radiación gamma que proviene del paciente, es

decir, el paciente es la fuente de la imagen (tomografía de emisión); no como

en el caso del TAC en el que el paciente interfiere con la fuente (emisor de

rayos X) y se obtiene la imagen según la atenuación de los rayos tras atravesar

el objeto de interés (tomografía de transmisión), como muestra la figura 4.

4 promedio de vida de todos los núcleos radiactivos de una fuente dada.

5 La letra Z designa el número de protones integrantes de un núcleo, que identifica

químicamente los diferentes elementos. Este valor se denomina número atómico o de orden y

es diferente para cada elemento. El número de neutrones se designa con la letra N y la suma

de Z+N da A, que se denomina numero másico o de masa atómica.



Los radiofármacos de que hablamos se fabrican en las llamadas

radiofarmacias. Para su fabricación, se parte de los radionúclidos que se

muestran en la tabla 1, que, a su vez, son obtenidos bien en ciclotrones (un

tipo de acelerador de partículas), bien en generadores. Se presentan las

principales características de los radionúclidos más utilizados en PET.

Tabla 1. Características físicas de radionúclidos emisores de positrones habituales.

Radionúclido t1/2 (min)

β+ Energía

(Máxima,

MeV)

β+ Energía

(Media, MeV)

FW 0.5 M

Rango del

positrón en

H2O (mm)

FW 0.1 M

Rango del

positrón en

H2O (mm)

FW 0.1 M

Rango del

positrón en

aire (mm)

Producidos en ciclotrón Oxígeno-15 2.1 1.72 0.70 1.5 3.6 11.8

Nitrógeno-13 10.0 1.20 0.43 1.4 2.8 9.3

Carbón-11 20.3 0.96 0.33 1.1 2.2 7.2

Flúor-18 110 0.64 0.20 1.0 1.8 5.4

Producidos en generador Rubidio-82 1.3 3.4 1.39 1.7 5.8 19. 4

Cobre-62 9.7 2.93 1.28 n/a n/a n/a

Galio-68 67.8 1.90 0.78 1.7 4.0 13.0

Figura 4. Arriba, formación de imagen de TAC (imagen de transmisión).

Abajo, formación de una imagen de PET (imagen de emisión).



De la tabla anterior hay que resaltar una característica que resulta

determinante para la elección del radionúclido que formará parte del

radiofármaco: el periodo de semidesintegración (t1/2), o tiempo en que un

número de átomos de una especie radiactiva se reduce a la mitad por

desintegración. Es un dato vital, puesto que la dosis que se suministra al

paciente debe llegar desde el sitio donde se genera el radioisótopo

(generalmente un ciclotrón), que generalmente no es el mismo lugar donde se

encuentra el tomógrafo (por ejemplo, un hospital). Por ello (y por su ruta

metabólica) el radiofármaco más común en las exploraciones de PET es la 18FDG o FDG, la Fluoro-Deoxi-Glucosa, que es glucosa a la que se le añade 18F,

el isótopo de mayor periodo de semidesintegración de la tabla 1. Es habitual,

por tanto, hablar de la PET-FDG.

Una vez en este punto, el proceso sigue con la emisión por parte del

núcleo de un átomo de un positrón (junto al electrón, llamados partículas beta).

Exceptuando sus cargas eléctricas opuestas, los positrones (partículas beta

cargadas positivamente) son prácticamente idénticos a los electrones (o

partículas beta cargadas negativamente): ambos tienen la misma masa y se

comportan de forma similar. Los positrones son la “antimateria” de los

electrones. Cuando un positrón y un electrón se encuentran, ambos

desaparecen mediante un proceso llamado aniquilación, y sus masas se

transforman en energía, en forma de dos fotones gamma que viajan en casi

exactamente la misma dirección pero sentidos contrarios. Cada uno de los dos

fotones emitidos posee una energía de 511 KeV, que se corresponde con la

energía equivalente de la masa de cada partícula (fig. 5).



Figura 5. Proceso de aniquilación y generación de fotones gamma.

A pesar de que se han representado los dos rayos formando un ángulo

de 180º entre sí, estos fotones pueden resultar en trayectorias con una

pequeña variación en cuanto a este ángulo. Este problema es conocido como la

no colinealidad de los rayos gamma: si bien la energía resultante total de

la aniquilación tiene que ser equivalente a la masas del positrón y electrón

desintegrados, el ángulo con el que se emiten esos dos rayos depende de la

energía cinética total de ambas partículas que también ha de conservarse

durante todo el proceso. Esto puede dar origen a que las trayectorias de los

fotones gamma que viajan en sentidos opuestos no estén perfectamente

alineadas.

Evidentemente, esta incertidumbre afectará a la resolución de la imagen

obtenida, aunque, como se muestra en la figura 6, esto no supone un problema

grave porque el error se minimiza para el caso que nos ocupa: un tomógrafo

PET para animales. Veremos en capítulos posteriores que en el proceso de

adquisición de los datos necesarios para obtener una imagen de PET, se

considera que el punto del espacio en el cual se ha producido la aniquilación

está dentro de la línea que une los receptores que se han activado al detectar



los fotones de la radiación gamma. Esta pequeña variación del ángulo puede

hacer que la línea que estamos considerando no contenga realmente al punto

en el que se produjo la aniquilación, pero este efecto no llega a tener

importancia debido a que la distancia de los detectores es relativamente

pequeña (unos 20 cm). Distinto sería el caso de equipos para humanos, con

una distancia entre los detectores considerablemente mayor, en los que el error

aumenta.

Figura 6. Efecto de la no colinealidad de los rayos gamma.

a) Caso PET para animales. B) Caso PET para humanos.

Además, hay otro hecho perjudicial: la distancia que recorre el positrón

desde que se genera en el núcleo del átomo radioactivo hasta que encuentra

un electrón y tiene lugar el proceso de aniquilación (figura 5) es una fuente de

error, conocida como rango del positrón, aunque está acotada y depende del

isótopo utilizado, como se muestra en la tabla 1. Podemos observar que esta

distancia es menor en el caso del 18F, y se debe a que es precisamente éste el

isótopo cuyos positrones desprendidos son los menos energéticos: cuanto

mayor sea la energía del positrón, mayor será la distancia que recorra antes de

la aniquilación, y, por tanto, peor resolución tendrá la imagen final obtenida (ya

(a)

(b)



que se considerará que el lugar de la aniquilación será el lugar donde se

encuentra el isótopo). Este dato, unido principalmente al hecho de que posee

una vida media superior al resto como hemos visto, es el que hace que el 18F

sea uno de los mejores radioisótopos para PET. Otro dato a tener en cuenta es

que los positrones no son emitidos con una sola energía característica como

pasa con los rayos gamma, sino que tienen un rango de posibles energías que

va desde cero hasta un máximo característico (véase la tabla 1), y por lo tanto

su rango va a depender también de este espectro de emisión, lo cual complica

aún mas cualquier estrategia de corrección de este efecto.

Hemos comentado ya dos de las fuentes de error que hacen empeorar la

resolución de la imagen de PET: la no colinealidad de los rayos gamma y el

rango del positrón. Como se puede ir apreciando, existen factores físicos que

fijan los niveles máximos de resolución espacial alcanzables para una imagen

de PET.

Así pues, el tomógrafo PET detecta las parejas de rayos gamma

resultantes de cada aniquilación y, determinado el origen de estos rayos, se

obtiene una imagen que muestra dónde se localizan los átomos fuente. Es

decir, podremos “ver” el radiofármaco dentro del paciente, que se ha distribuido

por el organismo con independencia de su carácter radioactivo. Esta última fase

se realiza gracias a toda una teoría de reconstrucción de imágenes a partir de

sus proyecciones (que es lo que realmente nos ofrece la lógica y la electrónica

del tomógrafo), como veremos posteriormente.

De esta manera, según se utilice un radiofármaco u otro, su distribución

será diferente, permitiéndonos el estudio de diferentes órganos y situaciones.

Según los razonamientos anteriores, el radiofármaco más utilizado es la 18FDG

(o FDG): una molécula de glucosa a la cual se le ha sustituido un grupo OH por

flúor marcado (18F) (fig. 7).



Figura 7. Molécula de FDG.

La glucosa penetra en el interior de la célula mediante un transportador

enzimático: allí, es fosforilada por la actuación de un enzima, la hexoquinasa, y

de ese modo se transforma en glucosa-6-fosfato. La FDG, tras su fosforilización,

es "retenida" por la célula al ser incapaz de continuar la normal ruta metabólica

de la glucosa no marcada con flúor. Esto se denomina “atrapamiento

intracelular”, y se debe precisamente a la sustitución del grupo OH por 18F.

Por otra parte, en el interior de la célula existe otra enzima, la glucosa-6-

fosfatasa, que desfosforiliza tanto a la glucosa-6-fosfato como a la FDG

fosforilada, permitiendo la vuelta de estos compuestos al exterior de la célula.

La captación de FDG está condicionada por la concentración relativa de

ambos enzimas (hexoquinasa, glucosa-6-fosfatasa). Así por ejemplo, la relación

de la concentración de hexoquinasa respecto a la de glucosa-6-fosfatasa es

más alta en el cerebro y en el corazón que en otros tejidos, lo que condiciona la

mayor concentración de FDG en los mismos. En el caso de los tumores también

se ha podido demostrar este mismo fenómeno.

Otros radiofármacos utilizados, aunque en menor medida, son los

siguientes:

• F-Dopa (18-F, Dopa).- Mide la captación de L-Dopa y por lo tanto

se utiliza para estudiar la síntesis dopaminérgica en el cerebro.



• Agua radioactiva (15-O, H20).- El agua radioactiva marcada con

15-O se utiliza para medir el flujo sanguíneo en diversas

aplicaciones en neuropsiquiatría, oncología y cardiología.

• Acetato radioactivo (11-C, acetato).- Se utiliza para medir el

metabolismo oxidativo (aeróbico) fundamentalmente en

cardiología.

• Amonio radioactivo (13-N, NH3).- Utilizado para estudiar el flujo

miocárdico



2.2. Sistemas PET en la actualidad

En esta sección presentaremos unas nociones básicas sobre la tecnología

de los tomógrafos o escáneres PET, que nos permitirán comprender su

funcionamiento, para continuar con un breve repaso de algunos sistemas PET

para animales disponibles comercialmente (microPET y FOCUS, HiDAC, eXplore

VISTA, MOSAIC, YAP-(S)PET y rPET), que nos permitirá situar el punto de

partida del trabajo realizado en el presente Proyecto.

El fundamento de las cámaras o tomógrafos PET, tanto para humanos

como para nuestro caso (animales), se basa en el principio de la "detección por

coincidencia". Si dos detectores situados en oposición, esto es, a 180º,

detectan simultáneamente6 la llegada de los fotones procedentes del fenómeno

de la aniquilación, se habrá obtenido una línea en el espacio en algún punto de

la cual se produjo la aniquilación, llamada LOR (Line Of Response), en algún

punto de la cual se produjo la aniquilación. Así, utilizando muchas LOR se podrá

situar el radiofármaco. La región espacial “visible” por los detectores, y, por

tanto, zona en la cual debe situarse el sujeto del cual se pretende obtener una

imagen, se denomina “field of view” (FOV).

Una cámara PET para animales consiste básicamente en unos

detectores colocados alrededor del animal, una electrónica y un sistema

informático. Los detectores se basan en cristales de centelleo de número

atómico elevado. El cristal de centelleo tiene la característica de emitir luz

6 La “simultaneidad” se controla mediante una ventana de tiempo, controlada de forma

muy precisa por la informática del tomógrafo.



cuando se estimula por la incidencia de la radiación ionizante. El material que

más se emplea actualmente para construir estos detectores es el Germanato de

Bismuto (BGO) por su elevada densidad y por no ser higroscópico.

Existen dos grandes clases de arquitecturas: sistemas que consisten en

detectores parciales, y que por lo tanto han de girar alrededor de la muestra

[12,13,14], y los de anillo completo. La razón que justifica la existencia de estas

dos aproximaciones tecnológicas es de índole económica, dado que el

componente más caro de todo el sistema es el detector, y completar un anillo

con el fin de eliminar la necesidad del movimiento de rotación es sin duda una

solución costosa.

Inicialmente, el diseño de escáneres o tomógrafos se basó en matrices

hexagonales o circulares de cristales simples que obtenían imagen para una

sola rodaja transaxial.

Figura 8. Dos configuraciones para la disposición de los detectores en tomógrafos PET.

En La figura 8 se representa un único anillo (o una rodaja simple) de las

disposiciones más habituales, a la izquierda vemos un tomógrafo basado en

detectores planos (podrían ser solo dos detectores rotatorios) y a la derecha

vemos un tomógrafo en anillo completo. El eje principal (en la figura 8, eje



central de las circunferencias) es el llamado eje axial, y por ese motivo es

habitual denominar a los planos perpendiculares al mismo planos transaxiales.

La energía, relativamente alta, de los fotones de aniquilación obliga a

incorporar a los detectores dedicados a PET un tipo de cristal de centelleo

denso, capaz de frenar esta radiación en unos espesores reducidos. En los

tomógrafos PET, la distribución de los cristales y los tubos

fotomultiplicadores (elementos capaces de generar señales eléctricas en

respuesta a la luz incidente, amplificándolas después mediante la emisión de

electrones secundarios hasta niveles utilizables) se hace en módulos

independientes llamados bloques detectores (fig. 9).

Figura 9. Esquema de interacción de un solo fotón en un detector básico.

Cada bloque detector consiste en una matriz de pequeños cristales

acoplada a un número determinado de tubos fotomultiplicadores (PMT,

PhotoMultiplier Tube) que depende del modelo del equipo y del fabricante.

Esta solución, aunque cara, es la más eficiente para tomógrafos con altas



prestaciones de sensibilidad y resolución ya que dota al equipo de un carácter

modular en el que cada matriz de cristales es independiente de su vecina y

cuenta con electrónica propia para dar salida a los eventos registrados.

Mientras se detecta cada evento y se le asigna matemáticamente una posición

en la matriz de cristal, el bloque detector no es capaz de detectar nuevos

eventos, sin embargo, el resto de los bloques sigue activo y por tanto la

práctica totalidad de su superficie útil de detección lo estará también.

A mediados de los 80 surgió un gran avance en el desarrollo de

tomógrafos multi-anillo con la aparición del detector de bloque (block

detector), como un método rentable de acoplar pequeños cristales de centelleo

a PMT, evitando la necesidad de usar un PMT dedicado por cristal. Los bloques

de cristal de centelleo anteriormente utilizados se cortan en una matriz de n x n

pequeños cristales que son acoplados a cuatro fotomultiplicadores. Los cortes

entre los cristales se hacen a diferentes profundidades, de esta forma para

cada cristal la luz se comparte entre los cuatro fotomultiplicadores.

Para localizar el cristal con el cual interactuó el fotón incidente, se

comparan las señales de salida de los PMTs. Estos detectores de bloque (fig.

10) fueron la base para el desarrollo de tubos fotomultiplicadores sensibles a la

posición (PS-PMTs), capaces de implementar la funcionalidad requerida con un

solo tubo fotomultiplicador.



Figura 10. Esquema de funcionamiento de un detector en bloque, donde A, B, C y D

representan las fracciones de luz detectadas por cada bloque.

Los detectores denominados “de bloque” son los más comúnmente

utilizados en sistemas clínicos de humanos por su menor coste y sencilla

fabricación en grandes cantidades. Utilizan distribuciones de cristales de gran

tamaño (más de 5 mm de lado) acopladas a varios dispositivos fotodetectores

conectados a una electrónica denominada lógica de Anger, que permite calcular

el punto más probable de la interacción gammacristal. El principal problema de

estos detectores es que, dado el gran tamaño del cristal, la luz se dispersa

iluminando áreas grandes del detector, lo que introduce incertidumbre en la

medida. Este problema está controlado en los sistemas de humanos, con

resolución en el orden de los 4 mm, sin embargo en sistemas de alta resolución

(< 2mm) como los utilizados para animales de laboratorio este problema es

limitante. Para solucionar este problema y alcanzar la resolución requerida, los

detectores utilizados en tomógrafos PET de alta resolución constan de un cristal

segmentado, en el que los cristales de centelleo se individualizan (se separan

físicamente mediante láminas reflectoras que confinan la luz) y se acoplan a

tubos fotomultiplicadores sensibles a posición. Esto mejora la resolución

intrínseca (resolución propia del detector, en la global del sistema intervienen

más factores) respecto a la de los detectores de bloque.



Estos diseños, sin embargo, tienen un coste más elevado, razón por la

cual su uso se ha limitado a los sistemas de animales, con un número de

detectores mucho menor que en los sistemas para humanos, y donde el

aumento de coste viene justificado por la ineludible necesidad de mejorar la

resolución intrínseca.

En la actualidad, algunas casas comerciales han apostado por

tomógrafos PET dedicados que ofrecen prestaciones ligeramente inferiores a los

tomógrafos de anillo con un importante descuento económico respecto a estos,

siendo éste el caso del tomógrafo rPET.

A continuación se presentan de forma resumida las principales

características de sistemas PET para animales comerciales. Los datos aquí

reflejados se han obtenido de fuentes heterogéneas: catálogos comerciales,

publicaciones y páginas de Internet de los fabricantes. Es importante advertir

sobre la dificultad de establecer comparaciones directas ya que los resultados

no suelen corresponder a unas condiciones de medida similares (ver detalles

metodológicos en las referencias) y por lo tanto no reflejan las mismas

características. Un análisis fiable de estos datos queda pendiente hasta la

publicación del protocolo NEMA para estos dispositivos.

Concorde Microsystems

Concorde Microsystems es una compañía ligada a CTI, fabricante de

sistemas para humanos, para los cuales diseña y fabrica componentes

electrónicos (los circuitos ASICS que incorporan esos sistemas). La familia

microPET (marca registrada por esta compañía) surgió como una transferencia

de tecnología del grupo del Instituto Crump de UCLA, en donde se desarrollaron

los primeros prototipos [17]. Es la marca que lleva más tiempo en el mercado,

y en los últimos meses han añadido a su catálogo de productos una nueva línea



denominada FOCUS que introduce mejoras sobre la resolución del sistema

original [18]. Se trata de equipos de anillo completo basados en matrices de

cristales de centelleo LSO pixelados y acoplados mediante guías de luz de fibra

óptica a tubos fotomultiplicadores sensibles a posición. Detalles sobre estos

sistemas pueden encontrarse en http://concorde.ctimi.com/.

HiDAC

Los sistemas de Oxford Positron Systems (http://www.oxpos.co.uk/)

denominados HiDAC utilizan como detector cámaras de avalancha de alta

densidad, tecnología que no usa ni centelleadores ni fotodetectores. Estos

detectores fueron diseñados originalmente para experimentos en física de altas

energías en el CERN, tienen un tamaño relativamente grande comparado con el

resto de sistemas en el mercado, (20x20 cm2) y se agrupan en bancos

proporcionando un gran campo de visión de 10 cm de longitud y 10 cm de

diámetro [19,20]. Debido a su especial diseño, sólo pueden utilizar técnicas

estadístico-iterativas para la reconstrucción de imagen.

eXplore VISTA

Este equipo, fabricado originalmente por la empresa SUINSA con el

nombre de ARGUS, surgió de una transferencia tecnológica de la empresa

norteamericana TRIDENT y del laboratorio de imagen de la Unidad de Medicina

Experimental del Hospital Gregorio Marañón de Madrid.

Actualmente está comercializado por la empresa General Electric

Heathcare bajo el nombre de eXplore VISTA

(http://www.gehealthcare.com/usen/fun_img/pcimaging/products/vista.html).

Utiliza un anillo completo de fotomultiplicadores sensibles a posición, con un

campo de visión axial algo menor que el de otros sistemas similares [21,22,23].



Ofrece la particularidad de ser el único equipo comercializado que utiliza doble

capa de cristales (phoswich) en los detectores para reducir el efecto de la

profundidad de interacción (DOI), lo que proporciona una baja degradación de

resolución al alejarse del centro. Se ofrece la posibilidad de PET-CT combinado,

utilizando el CT eXplore Locus de la misma compañía.

MOSAIC

El sistema MOSAIC de Philips es heredero de la tecnología desarrollada

en la Universidad de Pensilvania, reciclando la última generación de detectores

diseñados por este grupo para los sistemas de humanos (Pixelar), y

adaptándola a la problemática del la imagen en pequeños animales. El

resultado es un sistema con un gran campo de visión axial que usa cristales de

GSO y fotomultiplicadores no sensibles a posición, lo que limita su resolución a

más de 2 mm. Por ser un sistema de reciente aparición apenas se dispone de

resultados en la literatura científica que permitan evaluar sus prestaciones [24].

YAP-(S)PET

Las empresas italianas ISE y COMECER comercializan un sistema surgido

de la Universidad de Ferrara, denominado YAP-(S)PET, que tiene la especial

característica de poder funcionar como PET o como SPECT. Se trata de un

sistema de detectores giratorios en cristales pixelados de YAP-Ce acoplados a

fotomultiplicadores sensibles a posición [13]. A pesar de tratarse de un

centelleador de baja densidad, puede ser usado para la detección de fotones

gamma de 511 KeV, utilizando la interacción Compton en vez de la

fotoeléctrica, lo que limita su resolución en energía; si se inserta un colimador

también puede usarse para trazadores de fotón único de menor energía.



rPET

La compañía española SUINSA, en colaboración con la Unidad de

Medicina y Cirugía Experimental del Hospital Gregorio Marañón, ha desarrollado

recientemente un sistema basado en detectores planos opuestos rotatorios

[15,16]. Es éste el sistema para el cual se ha desarrollado el proyecto final de

carrera, y por este motivo realizaremos una descripción más detallada de su

sistema de adquisición y procesado de datos.

Figura 11. Tomógrafo rPET desarrollado por la Unidad de Medicina y Cirugía

Experimental del Hospital General Universitario Gregorio Marañón.

El tomógrafo rPET (figura 11) consiste en 2 parejas de detectores

giratorios. La superficie sensible es aproximadamente una tercera parte de la

de un equipo convencional en anillo completo, por lo que se necesita rotar los

detectores para obtener todas las proyecciones necesarias para la posterior



reconstrucción de la imagen. Como centelleador, en rPET se usa cristal de

oxiortosilicato de lutecio (MLS). Por lo demás, su electrónica y arquitectura en

bloques detectores (figura 14) es idéntica a la de un tomógrafo en anillo

completo. La figura 12 muestra un esquema de la disposición de los detectores,

organizados en 4 matrices (una en cada bloque) de 30x35 cristales

centelleadores. Durante todo el proceso de obtención de la imagen de PET se

ha seguido el sistema de referencia de la figura 12.

Figura 12. Geometría y sistema de referencia de rPET.

Con todo lo dicho hasta ahora, podemos ya plantear el diagrama de

bloques del equipo rPET con los elementos mostrados en el siguiente esquema:



Figura 13. Esquema del sistema de adquisición y control básico de rPET.

El sistema planteado presenta una serie de características especiales,

destacadas a continuación:

• Se tienen que poder detectar dos eventos en los detectores

opuestos simultáneamente.

• Ha de ser posible resolver con la resolución adecuada la energía

de los fotones detectados.

• La interacción simultánea de dos fotones de características

adecuadas en detectores opuestos, ha de “disparar” la adquisición

de las señales de posición.



Figura 14. Detalle de los bloques detectores del tomógrafo rPET.

El sistema es modular, lo que permite ajustar su coste eligiendo

diferentes niveles de sensibilidad e incluso integrar otras modalidades de

imagen (SPECT y CT) en una geometría coplanar, que no requiere mover la

muestra para obtener datos combinados PET-CT o SPECT-CT.

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