Imágenes moleculares

La resonancia magnética (RM) tiene la ventaja de poseer una resolución espacial muy alta y es muy eficaz para la obtención de imágenes morfológicas y funcionales. Sin embargo, también presenta varias desventajas. En primer lugar, su sensibilidad es de aproximadamente 10⁻³ ^mol /L a 10⁻⁵ ^mol /L, lo que, en comparación con otros tipos de imágenes, puede resultar muy limitante. Este problema se debe a que la diferencia entre los átomos en estado de alta energía y en estado de baja energía es muy pequeña. Por ejemplo, a 1,5 teslas , una intensidad de campo típica para la RM clínica, la diferencia entre los estados de alta y baja energía es de aproximadamente 9 moléculas por cada 2 millones. Las mejoras para aumentar la sensibilidad de la RM incluyen el aumento de la intensidad del campo magnético y la hiperpolarización mediante bombeo óptico, polarización nuclear dinámica o polarización inducida por parahidrógeno . También existen diversos esquemas de amplificación de señal basados ​​en el intercambio químico que aumentan la sensibilidad. ^{[ 1 ]}

Para lograr la obtención de imágenes moleculares de biomarcadores de enfermedades mediante resonancia magnética (RM), se requieren agentes de contraste de RM dirigidos con alta especificidad y alta relajación (sensibilidad). Hasta la fecha, se han realizado numerosos estudios para desarrollar agentes de contraste de RM dirigidos con el fin de obtener imágenes moleculares mediante RM. Comúnmente, se han utilizado péptidos, anticuerpos, ligandos pequeños y dominios proteicos pequeños, como los afibodies de HER-2, para lograr la focalización. Para mejorar la sensibilidad de los agentes de contraste, estas fracciones de focalización suelen unirse a agentes de contraste de RM de alta carga útil o a agentes de contraste de RM con alta relajación. ^{[ 2 ]} En particular, el reciente desarrollo de partículas de óxido de hierro de tamaño micrométrico (MPIO) ha permitido alcanzar niveles de sensibilidad sin precedentes para detectar proteínas expresadas por arterias y venas. ^{[ 3 ]}

Existen diversos enfoques para la obtención de imágenes ópticas. Los distintos métodos dependen de la fluorescencia , la bioluminiscencia , la absorción o la reflectancia como fuente de contraste. ^{[ 4 ]}

La principal ventaja de las imágenes ópticas es que, al igual que la ecografía, no presentan los graves problemas de seguridad que sí tienen otras modalidades de diagnóstico por imagen médica.

La desventaja de la imagen óptica es la falta de profundidad de penetración, especialmente al trabajar con longitudes de onda visibles. La profundidad de penetración está relacionada con la absorción y dispersión de la luz, que depende principalmente de la longitud de onda de la fuente de excitación. La luz es absorbida por cromóforos endógenos presentes en los tejidos vivos (por ejemplo, hemoglobina, melanina y lípidos). En general, la absorción y dispersión de la luz disminuyen al aumentar la longitud de onda. Por debajo de ~700  nm (por ejemplo, longitudes de onda visibles), estos efectos dan como resultado profundidades de penetración superficiales de tan solo unos pocos milímetros. Por lo tanto, en la región visible del espectro, solo es posible una evaluación superficial de las características del tejido. Por encima de 900  nm, la absorción del agua puede interferir con la relación señal-ruido. Debido a que el coeficiente de absorción del tejido es considerablemente menor en la región del infrarrojo cercano (NIR) (700-900  nm), la luz puede penetrar más profundamente, hasta profundidades de varios centímetros. ^{[ 5 ]}

Las sondas y marcadores fluorescentes son una herramienta importante para la obtención de imágenes ópticas. Algunos investigadores han aplicado imágenes NIR en un modelo de rata de infarto agudo de miocardio (IAM), utilizando una sonda peptídica que puede unirse a células apoptóticas y necróticas. ^{[ 6 ]} Se han empleado varios fluoróforos de infrarrojo cercano (NIR) para la obtención de imágenes in vivo, incluidos los colorantes y conjugados Kodak X-SIGHT, Pz 247, fluoróforos DyLight 750 y 800, fluoróforos Cy 5.5 y 7, colorantes Alexa Fluor 680 y 750, fluoróforos IRDye 680 y 800CW. Los puntos cuánticos, con su fotoestabilidad y brillantes emisiones, han generado un gran interés; sin embargo, su tamaño impide una eliminación eficiente de los sistemas circulatorio y renal, además de exhibir toxicidad a largo plazo .

Diversos estudios han demostrado el uso de sondas marcadas con colorantes infrarrojos en la obtención de imágenes ópticas.

1. En una comparación de gammagrafía e imágenes NIR, un ciclopentapéptido doblemente marcado con ¹¹¹En y se utilizó un fluoróforo NIR para obtener imágenes de xenoinjertos de melanoma positivos para la integrina αvβ3 . ^{[ 7 ]}
2. El RGD marcado con infrarrojo cercano dirigido a la integrina αvβ3 se ha utilizado en numerosos estudios para atacar diversos tipos de cáncer. ^{[ 8 ]}
3. Se ha conjugado un fluoróforo NIR con el factor de crecimiento epidérmico (EGF) para la obtención de imágenes de la progresión tumoral. ^{[ 9 ]}
4. Se comparó un fluoróforo NIR con Cy5.5, lo que sugiere que los colorantes de longitud de onda más larga pueden producir agentes de focalización más eficaces para la obtención de imágenes ópticas. ^{[ 10 ]}
5. El pamidronato se ha marcado con un fluoróforo NIR y se ha utilizado como agente de imagen ósea para detectar la actividad osteoblástica en un animal vivo. ^{[ 11 ]}
6. Un GPI marcado con fluoróforo NIR, un potente inhibidor del antígeno de membrana específico de la próstata (PSMA). ^{[ 12 ]}
7. Uso de albúmina sérica humana marcada con un fluoróforo NIR como agente de seguimiento para el mapeo de ganglios linfáticos centinela. ^{[ 13 ]}
8. 2-Desoxi-D-glucosa marcada con un fluoróforo NIR. ^{[ 14 ]}

La adición de una sonda NIR a cualquier vector puede alterar la biocompatibilidad y la biodistribución del vector; no se puede asumir que el vector conjugado se comportará de manera similar a la forma nativa.

El desarrollo de la tomografía computarizada en la década de 1970 permitió mapear la distribución de los radioisótopos en el órgano o tejido, y dio lugar a la técnica que ahora se denomina tomografía computarizada por emisión de fotón único (SPECT).

El agente de imagen utilizado en SPECT emite rayos gamma, a diferencia de los emisores de positrones (como ^{el 18}F ) utilizado en PET. Hay una gama de radiotrazadores (como ^{el 99m}Tc , ¹¹¹En , ¹²³Yo , ²⁰¹Te ) que se pueden utilizar, dependiendo de la aplicación específica.

Xenón ( ¹³³⁾El gas xenón (Xe ) es uno de estos radiotrazadores. Se ha demostrado su utilidad en estudios de diagnóstico por inhalación para la evaluación de la función pulmonar, la obtención de imágenes de los pulmones y también puede utilizarse para evaluar el flujo sanguíneo cerebral regional (FSCr). La detección de este gas se realiza mediante una gammacámara , que es un detector de centelleo compuesto por un colimador, un cristal de NaI y un conjunto de tubos fotomultiplicadores.

Al rotar la gammacámara alrededor del paciente, se puede obtener una imagen tridimensional de la distribución del radiotrazador mediante retroproyección filtrada u otras técnicas tomográficas. Los radioisótopos utilizados en SPECT tienen vidas medias relativamente largas (de unas pocas horas a unos pocos días), lo que facilita su producción y los hace relativamente económicos. Esta es la principal ventaja de SPECT como técnica de imagen molecular, ya que es significativamente más barata que PET o fMRI. Sin embargo, carece de una buena resolución espacial (es decir, dónde se encuentra exactamente la partícula) o temporal (es decir, si la señal del agente de contraste se produjo en este milisegundo o en aquel). Además, debido a la radiactividad del agente de contraste, existen aspectos de seguridad relacionados con la administración de radioisótopos al sujeto, especialmente en estudios seriados.

La tomografía por emisión de positrones (PET) es una técnica de imagen de medicina nuclear que produce una imagen tridimensional de los procesos funcionales del cuerpo. La teoría detrás de la PET es bastante simple. Primero, una molécula se marca con un isótopo emisor de positrones. Estos positrones se aniquilan con electrones cercanos, emitiendo dos fotones de 511 keV, dirigidos a 180 grados de distancia en direcciones opuestas. Estos fotones son detectados por el escáner, que puede estimar la densidad de aniquilaciones de positrones en un área específica. Cuando se han producido suficientes interacciones y aniquilaciones, se puede medir la densidad de la molécula original en esa área. Los isótopos típicos incluyen ^{el 11}C , ¹³N , ¹⁵O , ¹⁸F , ⁶⁴Cu , ⁶²Cu , ¹²⁴Yo , ⁷⁶Br , ⁸²Rb , ⁸⁹Zr y ⁶⁸Ga , con ¹⁸El flúor es el más utilizado clínicamente. Una de las principales desventajas de la PET es que la mayoría de las sondas deben fabricarse con un ciclotrón. Además, la mayoría de estas sondas tienen una vida media que se mide en horas, lo que obliga a que el ciclotrón esté presente en el lugar. Estos factores pueden hacer que la PET sea prohibitivamente cara. Sin embargo, la imagen PET tiene muchas ventajas. La principal es su sensibilidad: un escáner PET típico puede detectar concentraciones entre 10⁻¹¹ ^{mol /} L y 10⁻¹² ^{mol /} L.