1- INTRODUCCIÓN A LA TOMOGRAFÍA POR EMISIÓN DE POSITRONES

El PET (tomografía por emisión de positrones) es una técnica de diagnóstico por imagen que se utiliza en medicina nuclear. Su principal ventaja respecto a las técnicas diagnósticas tradicionales es que con PET es posible ver los cambios funcionales , bioquímicos o moleculares que se producen en el organismo por enfermedades u otras causas, y que generalmente preceden a los cambios morfológicos, que son los visibles mediante las técnicas de diagnóstico tradicionales.

La característica más importante de esta técnica y que la diferencia de las demás es el empleo de radioisótopos b⁺de vida corta. Estos radioisótopos se introducen en moléculas que posteriormente se inyectan al paciente. Estas moléculas se denominan trazadores y su elección depende del objetivo del estudio que se realiza al paciente. Los radioisótopos emiten positrones que tras recorrer un cierto espacio terminan aniquilándose con un electrón dando lugar a la emisión de dos rayos gamma en sentidos opuestos con una energía de 511 keV cada uno. Los fotones se detectan cuando alcanzan un material centelleador y se crea un pulso de luz que es detectado por un tubo fotomultiplicador. Mediante detectores conectados en coincidencia se pueden detectar ambos fotones y de este modo conocer la línea en la que se encontraba el radioisótopo.

El ejemplo más común es la detección de tumores cancerígenos. Las células cancerosas tienen acelerado su metabolismo. Podemos así introducir el radioisótopo ¹⁸F en moléculas de glucosa e inyectar ésta al paciente. La glucosa marcada, una vez dentro de una célula, no puede ser asimilada, por lo que se produce una acumulación de ésta en el interior de las células. Las células cancerosas, al tener un metabolismo más rápido, acumulan mayor cantidad de glucosa marcada. Al hacer el scanner PET detectaremos por tanto mayor emisión g en las regiones tumorales.

Hay dos modos de adquisición usuales en los tomógrafos PET: 2D y 3D

3- MATERIALES CENTELLEADORES

Un material centelleador se caracteriza por ser capaz de absorber radiación gamma y reemitirla en fotones correspondientes a la parte visible del espectro.

Cuando una partícula interacciona en el interior de un cristal centelleador depositando energía, este reemite parte de esa energía en fotones del visible, que posteriormente serán multiplicados en el fotomultiplicador, con el fin de poder ser analizados por el sistema electrónico.

Un centelleador ideal debería tener las siguientes propiedades:

1-) Convertir la energía cinética de los rayos gamma en fotones del visible con alta eficiencia.

2-) Presentar una relación lineal entre la energía cinética del rayo gamma y el número de fotones en el rango del visible creados.

3-) Debe ser transparente a la longitud de onda de su propia emisión, con el fin de garantizar una buena recogida de luz.

4-) Un tiempo corto de desintegración de la luminiscencia inducida, para que pueda generar pulsos rápidos.

5-) Buenas propiedades ópticas (homogeneidad, transparencia) y mecánicas de forma que se puedan cortar con facilidad con las formas y tamaños necesarios para cada aplicación.

6-) Índice de refracción próximo a 1.5 para lograr un buen acoplamiento con el fotomultiplicador.

Puesto que ningún material recoge todas estas características, según sea la radiación ionizante y el interés de estudio, se utilizará un centelleador u otro.

Los materiales de los centelleadores pueden ser orgánicos o inorgánicos.

En PET se emplean fundamentalmente centelleadores inorgánicos sólidos: LSO, GSO y BGO.

4 – DISPOSITIVOS FOTOMULTIPLICADORES

4.1- Funcionamiento

El uso de centelleadores como detectores de radiación no sería posible sin dispositivos que convirtieran los pulsos débiles de luz que estos producen en señales eléctricas. Los dispositivos encargados de esta labor son los fotomultiplicadores. Estos transforman pulsos de luz de no más de miles de fotones en pulsos de corriente apreciables sin introducir demasiado ruido a la señal.

El proceso de conversión se puede dividir en dos etapas, una primera en la que los fotones son absorbidos dando lugar a electrones libres y una segunda en la que se produce la amplificación de la señal

El fotocátodo convierte el mayor número de fotones incidentes en electrones de baja energia, los cuales son acelerados y confinados al primer dinodo de una estructura multiplicadora de electrones. Del impacto cada electrón libera un número de electrones secundarios que son nuevamente acelerados y confinados al segundo dínodo. Se repite este proceso sucesivamente hasta que finalmente todos los electrones son recogidos en un ánodo.

La estructura típica de un fotomultiplicador se muestra en la siguiente figura:

4.2 - Eficiencia cuántica del fotocátodo (QE)

La eficiencia cuántica del fotocátodo viene dada por la expresión:

Los valores típicos son del orden del 20-30 %. Depende fuertemente de la longitud de onda de la radiación incidente, por lo que a la hora de seleccionar un fotomultiplicador habrá que escoger el que se ajuste mejor a la longitud de onda de los fotones visibles emitidos por el centelleador.

4.3 – Multiplicación de electrones. Ganancia

La relación entre el número de electrones que salen del fotocátodo y el número de electrones que llegan al ánodo es la ganancia del fotomultiplicador. Las ganancias típicas de los fotomultiplicadores empleados son del orden de 10⁶.

4.4 – Fotomultiplicadores multiánodos

Cuando se quiere calcular la posición en la que ha interaccionado el rayo gamma con el centelleador, se utilizan fotomultiplicadores multiánodos. Estos fotomultiplicadores presentan un fotocátodo que cubre toda la superficie transversal, una estructura multiplicadora de electrones (dínodos) y una malla de ánodos. Cada ánodo recogerá el número de electrones que lleguen a su superficie.

El fotomultiplicador que se empleará en la práctica ha sido un Hamamatsu H8500 de 8x8 ánodos. Las características más relevantes se muestran a continuación:

HAMAMATSU H8500 (8x8 ánodos)
Dimensiones	52x52x28 mm
Eficiencia cuántica	20 %
Ganancia media	10⁶
Corriente oscura por canal	0.5 nA
Transit time	6 ns

Otra característica relevante del fotomultiplicador es la no-uniformidad en la ganancia de los ánodos. Las ganancias dadas por el fabricante de uno de los fotomultiplicadores usados en el hospital Gregorio Marañon se muestran en la siguiente tabla:

55	63	69	78	87	91	98	86
62	76	86	95	100	97	100	89
59	74	84	90	91	94	95	81
57	71	80	82	89	90	89	73
58	69	75	80	85	85	79	64
61	70	76	80	81	80	75	57
70	73	73	73	74	72	69	54
67	61	56	51	53	52	54	51

Ganancias del tubo 1 del fotomultiplicador del Gregorio Marañon

El hecho de que las ganancias de los 8 x 8 ánodos del fotomultiplicador no sean iguales va a influir a la hora de determinar el cristal en el cual interaccionó el fotón gamma.

55	63	69	78	87	91	98	86
62	76	86	95	100	97	100	89
59	74	84	90	91	94	95	81
57	71	80	82	89	90	89	73
58	69	75	80	85	85	79	64
61	70	76	80	81	80	75	57
70	73	73	73	74	72	69	54
67	61	56	51	53	52	54	51

55	63	69	78	87	91	98	86
62	76	86	95	100	97	100	89
59	74	84	90	91	94	95	81
57	71	80	82	89	90	89	73
58	69	75	80	85	85	79	64
61	70	76	80	81	80	75	57
70	73	73	73	74	72	69	54
67	61	56	51	53	52	54	51

55	63	69	78	87	91	98	86
62	76	86	95	100	97	100	89
59	74	84	90	91	94	95	81
57	71	80	82	89	90	89	73
58	69	75	80	85	85	79	64
61	70	76	80	81	80	75	57
70	73	73	73	74	72	69	54
67	61	56	51	53	52	54	51