Hispanopedia Wiki
Articulo de referencia

SPECT preclínica

Exploración de alta resolución de un ratón marcado con 99mTc -MDP mediante un sistema SPECT estacionario: imagen animada de proyecciones de máxima intensidad en rotación. La tom...

Hispanopedia WikiContenido en espanolLectura gratuita
Exploración de alta resolución de un ratón marcado con 99mTc -MDP mediante un sistema SPECT estacionario: imagen animada de proyecciones de máxima intensidad en rotación.

La tomografía computarizada por emisión de fotón único ( SPECT ) preclínica o para animales pequeños es una modalidad de imagen molecular basada en radionúclidos para animales de laboratorio pequeños [ 1 ] (por ejemplo, ratones y ratas). Aunque la SPECT es una técnica de imagen bien establecida que lleva décadas utilizándose en aplicaciones clínicas, la resolución limitada de la SPECT clínica (~10  mm) estimuló el desarrollo de sistemas SPECT específicos para animales pequeños con resolución submilimétrica. A diferencia de lo que ocurre en la clínica, la SPECT preclínica supera a la PET de coincidencia preclínica en términos de resolución (la mejor resolución espacial de la SPECT es de 0,25 mm [ 2 ] , mientras que la PET es de aproximadamente 1  mm [ 3 ] [ 4 ] ) y, al mismo tiempo, permite realizar imágenes dinámicas rápidas de animales (en intervalos de tiempo inferiores a 15 s [ 5 ] ).

La tomografía por emisión de fotón único (SPECT) requiere la administración de pequeñas cantidades de moléculas radiomarcadas emisoras de rayos gamma (comúnmente llamadas " trazadores ") al animal antes de la adquisición de la imagen. Estos trazadores están diseñados bioquímicamente para que se acumulen en las zonas objetivo del cuerpo. La radiación emitida por las moléculas trazadoras ( fotones gamma individuales ) puede ser detectada por detectores gamma y, tras la reconstrucción de la imagen, se obtiene una imagen tridimensional de la distribución del trazador dentro del animal. Algunos isótopos radiactivos clave utilizados en la SPECT preclínica son 99m Tc , 123 I , 125 I , 131 I , 111 In , 67 Ga y 201 Tl .

La SPECT preclínica desempeña un papel importante en múltiples áreas de la investigación traslacional [ 6 ], donde se puede utilizar para la obtención de imágenes no invasivas de moléculas radiomarcadas, como anticuerpos, péptidos y nanopartículas. Entre las principales áreas de aplicación se encuentran la oncología, la neurología, la psiquiatría, la cardiología, la ortopedia, la farmacología y la medicina interna.

Principio básico de obtención de imágenes mediante SPECT preclínica

Debido al pequeño tamaño de los animales analizados (un ratón es aproximadamente 3000 veces más pequeño que un ser humano en términos de peso y volumen), es fundamental contar con una alta resolución espacial y una gran eficiencia de detección para el escáner preclínico.

Resolución espacial

En primer lugar, si queremos ver el mismo nivel de detalles en relación con, por ejemplo, el tamaño de los órganos en un ratón, como podemos ver en un ser humano, la resolución espacial de la SPECT clínica debe mejorarse en un factor de30003≈15{\displaystyle {\sqrt[{3}]{3000}}\approx 15}o superior. Este obstáculo obligó a los científicos a buscar un nuevo enfoque de imagen para SPECT preclínico que se encontró al explotar el principio de imagen de orificio estenopeico. [ 7 ]

Cuando se utiliza la técnica de imagen estenopeica, la alta magnificación de la proyección reduce considerablemente la pérdida de resolución debida al desenfoque del detector.

Un colimador de orificio estenopeico consiste en una pieza de material denso con un solo orificio, que generalmente tiene forma de doble cono. Los primeros intentos de obtener imágenes SPECT de roedores con alta resolución se basaron en el uso de colimadores de orificio estenopeico acoplados a cámaras gamma convencionales. [ 8 ] [ 9 ] De esta manera, al colocar el objeto (por ejemplo, un roedor ) cerca de la abertura del orificio estenopeico, se puede lograr una alta magnificación de su proyección en la superficie del detector y compensar eficazmente la limitada resolución intrínseca del detector.

Los efectos combinados del tamaño de apertura finito y la resolución intrínseca limitada se describen mediante:

R=(dmiMETRO)2+(RiMETRO)2{\displaystyle R={\sqrt {{\left({d_{e} \over M}\right)^{2}}+{\left({R_{i} \over M}\right)^{2}}}}}[ 10 ]

d e - diámetro efectivo del orificio, R i - resolución intrínseca del detector, M – factor de magnificación de la proyección.

La resolución de un sistema SPECT basado en el principio de imagen de orificio estenopeico se puede mejorar de tres maneras:

  • al disminuir el diámetro efectivo del orificio
  • aumentando el factor de magnificación
  • mediante el uso de detectores con mayor resolución intrínseca

El tamaño, la forma y el material exactos del orificio estenopeico son importantes para obtener buenas características de imagen y son objeto de estudios de optimización del diseño del colimador, por ejemplo, mediante simulaciones de Monte Carlo . Los escáneres SPECT preclínicos modernos basados ​​en imágenes con orificio estenopeico pueden alcanzar una resolución espacial de hasta 0,25  mm o  una resolución volumétrica de 0,015 μL para la obtención de imágenes in vivo en ratones.

Eficiencia de detección

Proyecciones animadas de máxima intensidad de exploraciones SPECT/CT de ratones obtenidas tras la administración de 0,26 MBq de nanopartículas marcadas con 111In . Las imágenes ilustran la biodistribución in vivo de las partículas en el animal.

La eficiencia de detección o sensibilidad de un sistema SPECT de orificio estenopeico preclínico está determinada por: [ 10 ] [ 11 ]

S=nortedmi216rdo2{\displaystyle S={{N{d_{e}}^{2}} \over {{16r_{c}}^{2}}}}

S – eficiencia de detección (sensibilidad), d e – diámetro efectivo del orificio con penetración, N – número total de orificios, r c – radio del colimador (por ejemplo, distancia del objeto al orificio).

La sensibilidad se puede mejorar mediante:

  • aumentar el diámetro del orificio

Posibles inconvenientes: degradación de la resolución espacial

  • disminuir la distancia entre el objeto y el orificio (por ejemplo, colocar al animal lo más cerca posible de la abertura del orificio).
  • utilizando múltiples orificios que capturan simultáneamente proyecciones desde múltiples ángulos

Posibles inconvenientes: Cuando se proyectan múltiples proyecciones de orificios estenopeicos sobre una única superficie de detector, pueden superponerse (proyecciones multiplexadas) o estar completamente separadas (proyecciones no superpuestas). Aunque los colimadores de orificios estenopeicos con proyecciones multiplexadas permiten alcanzar una mayor sensibilidad (al permitir el uso de un mayor número de orificios estenopeicos) en comparación con los diseños no superpuestos, también sufren de múltiples artefactos en las imágenes SPECT reconstruidas. [ 12 ] [ 13 ] [ 14 ] [ 15 ] Los artefactos son causados ​​por la ambigüedad sobre el origen de los fotones γ detectados en las áreas de superposición.

Colocar al animal cerca de la abertura del orificio estenopeico reduce el área que se puede visualizar en un momento dado (el "campo de visión") en comparación con la visualización a menor aumento. Sin embargo, al combinarlo con el movimiento del animal (el llamado "método de enfoque por escaneo" [ 16 ] ), se puede visualizar un área de interés mayor con buena resolución y sensibilidad.

La eficiencia de detección típica de un escáner SPECT preclínico se sitúa en un rango de 0,1-0,2 % (1000-2000 cps/MBq), que es más de diez veces superior a la sensibilidad media de los escáneres clínicos. [ 17 ] Al mismo tiempo, los colimadores de alta sensibilidad específicos permiten una eficiencia de detección superior al 1 % y mantienen una resolución de imagen submilimétrica. [ 18 ]

Diseño del sistema

Se han propuesto varios diseños de sistemas SPECT de orificio estenopeico, incluyendo una gammacámara giratoria, un detector fijo pero un colimador giratorio, o una cámara completamente fija [ 19 ] [ 20 ] en la que un gran número de orificios estenopeicos rodean al animal y adquieren simultáneamente proyecciones desde un número suficiente de ángulos para la reconstrucción de imágenes tomográficas. Los sistemas fijos tienen varias ventajas sobre los sistemas no fijos:

  • No es necesario recalibrar repetidamente la geometría del sistema.

Por qué: debido a la posición estable del detector o detectores y del colimador.

  • A diferencia de los sistemas no estacionarios, los sistemas estacionarios son muy adecuados para la obtención de imágenes SPECT dinámicas.

¿Por qué? Porque toda la información angular necesaria se adquiere simultáneamente mediante múltiples orificios.

Los sistemas SPECT preclínicos estacionarios modernos pueden realizar imágenes SPECT dinámicas con intervalos de tiempo de hasta 15 s durante el cuerpo completo [ 5 ] y hasta 1 s durante las adquisiciones de imágenes "enfocadas" (por ejemplo, enfocadas en el corazón) [ 16 ] .

Farmacocinética rápida: exploración SPECT de ratón con 99mTc-MDP de 15 s de duración, adquirida con un sistema SPECT estacionario .

Imágenes multimodales

La matriz de imágenes médicas y el rendimiento comparativo de diferentes modalidades de imagen.

La imagen médica abarca diversas modalidades de imagen, que pueden dividirse a grandes rasgos en imagen anatómica y funcional. Las modalidades anatómicas (p. ej. , TC , RM ) revelan principalmente la estructura de los tejidos y órganos, mientras que las modalidades funcionales (SPECT, PET e imagen óptica ) visualizan principalmente la fisiología y la función del tejido. Dado que ninguna de las modalidades de imagen existentes puede proporcionar información sobre todos los aspectos de la estructura y la función, un enfoque obvio es modificar una modalidad de imagen para adaptarla a la tarea (p. ej., secuencias de imagen especiales en RM) o intentar obtener imágenes de un sujeto utilizando múltiples modalidades de imagen. Siguiendo el enfoque multimodal, en los últimos años la combinación de un sistema SPECT/TC se ha convertido en una combinación estándar de modalidades de imagen molecular tanto en el ámbito preclínico como clínico, donde la información estructural de la TC complementa la información funcional de la SPECT. No obstante, la integración de la SPECT con otras modalidades de imagen (p. ej., SPECT/RM, SPECT/PET/TC [ 6 ] [ 21 ] ) no es infrecuente.

Reconstrucción

Una medición SPECT consiste en proyecciones bidimensionales de la distribución de la fuente radiactiva, obtenidas mediante uno o más colimadores y detectores de rayos gamma. El objetivo de un algoritmo de reconstrucción de imágenes es reconstruir con precisión la distribución tridimensional desconocida de la radiactividad. [ 22 ]

El algoritmo de Maximización de Expectativas de Máxima Verosimilitud [ 23 ] [ 24 ] ( MLEM ) es un importante "estándar de oro" en la reconstrucción iterativa de imágenes SPECT, pero también es un método computacionalmente costoso. Una solución popular a este obstáculo se basa en el uso de los llamados métodos de reconstrucción iterativa por bloques. Con los métodos iterativos por bloques, cada iteración del algoritmo se subdivide en muchas subiteraciones posteriores, cada una utilizando un subconjunto diferente de los datos de proyección. Un ejemplo de una versión iterativa por bloques de MLEM ampliamente utilizada es el algoritmo de Maximización de Expectativas de Subconjuntos Ordenados [ 25 ] (OSEM). La aceleración de reconstrucción de una iteración completa de OSEM sobre una sola iteración de MLEM es aproximadamente igual al número de subconjuntos.

Cuantificación

La SPECT preclínica es una modalidad de imagen cuantitativa. La captación de trazadores SPECT en los órganos (regiones) de interés se puede calcular a partir de imágenes reconstruidas. El pequeño tamaño de los animales de laboratorio disminuye la atenuación de los fotones en su cuerpo (en comparación con la de objetos de tamaño humano). Sin embargo, dependiendo de la energía de los fotones gamma y del tamaño del animal utilizado para la obtención de imágenes, puede ser necesaria una corrección de la atenuación y la dispersión de los fotones para lograr una buena precisión en la cuantificación. En Hwang et al. [ 26 ] se puede encontrar una discusión detallada sobre los efectos que afectan la cuantificación de las imágenes SPECT.

trazadores SPECT

Los trazadores SPECT emiten fotones γ individuales cuya energía depende del isótopo utilizado para el radiomarcaje del trazador. Por lo tanto, cuando se utilizan diferentes trazadores radiomarcados con isótopos de distintas energías, la SPECT permite estudiar simultáneamente varias vías moleculares (imagen multiisotópica). Dos ejemplos de combinaciones comunes de trazadores multiisotópicos utilizados para la imagen SPECT son 123 I- NaI / 99m Tc- pertecnetato (función tiroidea [ 27 ] ) o 99m Tc-MAG3/ 111 In- DTPA (evaluación de la filtración renal ).

El tiempo durante el cual se puede seguir el trazador in vivo depende en gran medida de la vida media del isótopo utilizado para el radiomarcaje del compuesto. La amplia gama de isótopos de vida relativamente larga (en comparación con los isótopos que se utilizan habitualmente en PET) que se pueden usar para la imagen SPECT ofrece una posibilidad única para visualizar procesos cinéticos lentos (de días a semanas).

Otra característica importante de la SPECT es la sencillez del procedimiento de radiomarcaje, que puede realizarse con una amplia gama de kits de marcaje disponibles comercialmente.

SPECT preclínico versus PET

La SPECT preclínica y la PET son dos modalidades de imagen molecular muy similares que se utilizan para la visualización no invasiva de la biodistribución de trazadores radiomarcados inyectados en un animal. La principal diferencia entre la SPECT y la PET radica en la naturaleza de la desintegración radiactiva de sus trazadores. En la SPECT, el trazador emite fotones gamma individuales cuya energía depende del isótopo utilizado para el marcaje radiactivo. En la PET, el trazador emite positrones que, tras aniquilarse con electrones en el sujeto, producen un par de fotones de aniquilación de 511 keV emitidos en direcciones opuestas. La detección coincidente de estos fotones de aniquilación se utiliza para la formación de imágenes en la PET. Como resultado, se han desarrollado diferentes principios de detección para los trazadores de SPECT y PET, lo que ha dado lugar a escáneres de SPECT y PET independientes.

La comparación de SPECT y PET preclínicas se presenta en la siguiente tabla.

SPECT preclínica moderna

Entre los fabricantes de sistemas SPECT preclínicos se incluyen MILabs, Siemens , Bruker , Mediso y MOLECUBES. [ 29 ] [ 30 ] Existen sistemas que combinan SPECT con otras modalidades , como RM , PET y TC . [ 31 ] [ 32 ] Pueden alcanzar una resolución espacial de hasta 0,25 mm ( resolución volumétrica de 0,015 μL) e imágenes SPECT dinámicas no invasivas de hasta 1 segundo de fotograma en roedores. [ 33 ]  

Aplicaciones en la investigación traslacional

La SPECT se puede utilizar para diagnóstico por imagen o terapia. Cuando un trazador radiactivo se marca con isótopos primarios emisores de rayos gamma (p. ej., 99m Tc, 123 I, 111 In, 125 I), las imágenes obtenidas proporcionan información funcional sobre la biodistribución del compuesto, la cual puede utilizarse para diversos fines diagnósticos. Ejemplos de aplicaciones diagnósticas: imagenología del metabolismo y la perfusión, cardiología y ortopedia.

Cuando el trazador SPECT está marcado con un isótopo que emite radiación gamma y alfa o beta combinada (por ejemplo, 213 Bi o 131 I), es posible combinar la radioterapia contra el cáncer con partículas alfa o beta mediante imágenes no invasivas para evaluar la respuesta al tratamiento, lo cual se logra con SPECT.

Referencias

  1. ↑ Meikle SR, et al. SPECT en animales pequeños y su lugar en la matriz de tecnologías de imagen molecular. Phys Med Biol. 2005; 50(22):R45-61.
  2. 1 2 Ivashchenko et al. Imágenes moleculares de ratón con resolución de un cuarto de milímetro mediante U-SPECT+. Mol Imaging. 2014.
  3. ↑ Walker MD, et al. Evaluación del rendimiento de un escáner PET preclínico con colimación de orificio estenopeico mediante comparación con un escáner PET para animales pequeños basado en coincidencia. J Nucl Med. 2014; 55(8):1368-1374.
  4. ↑ Tai Y, et al. Evaluación del rendimiento del microPET Focus: un escáner microPET de tercera generación dedicado a la obtención de imágenes en animales. J Nucl Med. 2005; 46(3):455-463.
  5. 1 2 3 Vaissier PEB, et al. SPECT espiral rápido con cámaras gamma estacionarias y orificios de enfoque. J Nucl Med. 2012; 53(8):1292-9.
  6. 1 2 Bernsen MR, et al. El papel de la SPECT preclínica en la investigación oncológica y neurológica en combinación con TC o RM. Eur J Nucl Med Mol Imaging. 2014; 41(1):36-49.
  7. ↑ Beekman FJ, et al. El orificio estenopeico: puerta de entrada a la obtención de imágenes de radionúclidos tridimensionales de ultra alta resolución. Eur J Nucl Med Mol Imaging. 2007; 34(2):151-61.
  8. ↑ Weber DA, et al. SPECT con orificio estenopeico: un enfoque para la obtención de imágenes SPECT de alta resolución in vivo en pequeños animales de laboratorio. J Nucl Med. 1994; 35: 342-8.
  9. ↑ Jaszczak RJ, et al. Colimación de orificio estenopeico para SPECT de campo de visión pequeño y ultra alta resolución. Phys Med Biol. 1994; 39: 425-37.
  10. 1 2 Rentmeester MCM, et al. Optimización de geometrías SPECT de orificios múltiples mediante un modelo analítico. Phys Med Biol. 2007; 52:2567-2581.
  11. ↑ Metzler SD, et al. Resolución versus diámetro efectivo de sensibilidad en la colimación de orificio: verificación experimental. Phys Med Biol. 2005; 50:5005-5017.
  12. ↑ Rowe RK, et al. Un generador de imágenes SPECT hemisférico estacionario para imágenes cerebrales tridimensionales. J Nucl Med. 1993; 34:474-80.
  13. ↑ Meike SR, et al. Un prototipo de detector de apertura codificada para SPECT en animales pequeños. IEEE Trans Nucl Sci. 2002; 49:2167-71.
  14. ↑ Van Audenhaege K, et al. Evaluación de la integridad de los datos y la calidad de la imagen en SPECT multipinhole multiplexada. IEEE Trans Med Imag. 2015; 34: 474-86.
  15. ↑ Vunckx K, et al. Efecto de las proyecciones superpuestas en la calidad de la imagen de reconstrucción en SPECT multipinhole. IEEE Trans Med Imag. 2008; 27: 972-83.
  16. 1 2 Branderhorst W, et al. SPECT multipinhole dirigida. Eur J Nucl Med Mol Imaging. 2001; 38(3):552-61.
  17. ↑ Madsen MT. Avances recientes en imágenes SPECT. J Nucl Med. 2007; 48(4):661-673.
  18. 1 2 Ivashchenko, et al. SPECT de ratón submilimétrico de ultra alta sensibilidad. J Nucl Med. 2015; 56(3):470-5.
  19. ↑ Furenlid LR, et al. FastSPECTII: Un generador de imágenes SPECT dinámico de alta resolución de segunda generación. IEEE Trans Nucl Sci. 2004; 51(3):631-635.
  20. ↑ Van der Have F, et al. U-SPECT-II: Un dispositivo de ultra alta resolución para imágenes moleculares de animales pequeños. J Nucl Med. 2009; 50(4):599-605.
  21. ↑ Cherry SR. Sistemas de imágenes in vivo multimodales: el doble de potencia o el doble de problemas. Annu Rev Biomed Eng. 2006; 8:35-62.
  22. ↑ Qi J, et al. Técnicas de reconstrucción iterativa en tomografía computarizada por emisión. Phys Med Biol. 2006; 51(15):R541-78.
  23. ↑ Lange K, et al. Algoritmos de reconstrucción EM para tomografía de emisión y transmisión. J Comput Assist Tomogr. 1984; 8:306-316.
  24. ↑ Shepp LA, et al. Reconstrucción de máxima verosimilitud para tomografía por emisión. IEEE Trans Med Imag. 1982; 1(2):113-22.
  25. ↑ Hudson HM, et al. Reconstrucción acelerada de imágenes mediante subconjuntos ordenados de datos de proyección. IEEE Trans Med Imag. 1994; 13(4):601-609.
  26. ↑ Hwang AB, et al. Evaluación de las fuentes de error que afectan la precisión cuantitativa de las imágenes SPECT en animales pequeños. Phys Med Biol. 2008. 53:2233-2252.
  27. ↑ Guía de procedimientos de la Sociedad de Medicina Nuclear para la gammagrafía tiroidea. Versión 3.0. Gammagrafía tiroidea. 10 de septiembre de 2006. http://snmmi.files.cms-plus.com/docs/Thyroid_Scintigraphy_V3.pdf
  28. ↑ Goorden MC, et al. VECTor: un sistema de imágenes preclínicas para SPECT y PET submilimétricas simultáneas. J Nucl Med. 2013; 54(2): 306-12.
  29. ^ Cunha, Lidia; Horvath, Ildiko; Ferreira, Sara; Lemos, Joana; Costa, Pedro; Vieira, Domingos; Veres, Daniel S.; Szigeti, Krisztián; Summavielle, Teresa; Mathé, Domokos; Metello, Luís F. (22 de octubre de 2013). "Imágenes preclínicas: un aliado esencial en las biociencias modernas" (PDF) . Diagnóstico y terapia molecular . 18 (2): 153– 173. doi : 10.1007/s40291-013-0062-3 . hdl : 10400.22/15057 . PMID 24146172 . 
  30. ↑ Cal-Gonzalez, Jacobo; Rausch, Ivo; Shiyam Sundar, Lalith K.; Lassen, Martin L.; Muzik, Otto; Moser, Ewald; Papp, Laszlo; Beyer, Thomas (18 de mayo de 2018). "Imágenes híbridas: instrumentación y procesamiento de datos" . Frontiers in Physics . 6. doi : 10.3389/fphy.2018.00047 .
  31. ^ Hutton, Brian F; Occhipinti, Michele; Kuehne, André; Mathé, Domokos; Kovács, Noémi; Waiczies, Helmar; Erlandsson, Kjell; Salvado, Débora; Carminati, Marco; Montagnani, Giovanni L; Breve, Susan C; Ottobrini, Luisa; van Mullekom, Pieter; Piamonte, Claudio; Bukki, Tamas; Nyitrai, Zoltan; Papp, Zoltan; Nagy, Kalman; Niendorf, Thoralf; de Francesco, Irene; Fiorini, Carlo (enero de 2018). "Desarrollo de SPECT/MRI clínica simultánea" . La revista británica de radiología . 91 (1081) 20160690. doi : 10.1259/bjr.20160690 . PMC 5966197 . PMID 28008775 .  
  32. ↑ Schober, Otmar; Kiessling, Fabián; Debus, Jürgen (2020). Imagenología Molecular en Oncología . Naturaleza Springer. pag. 127.ISBN​  978-3-030-42618-7.
  33. ↑ Azazrm, AhmadReza; Gharapapagh, Esmail; Islamian, JalilPirayesh; Mahmoudian, Babak (2015). "Avances en colimadores de orificio estenopeico y multiorificio estenopeico para imágenes de tomografía computarizada por emisión de fotón único" . World Journal of Nuclear Medicine . 14 (1): 3– 9. doi : 10.4103/1450-1147.150505 . PMC 4337004. PMID 25709537 .