ES2346623B1 - Sistema compacto, hibrido e integrado gamma/rf para la formacion de imagenes simultaneas petspect/mr. - Google Patents
Sistema compacto, hibrido e integrado gamma/rf para la formacion de imagenes simultaneas petspect/mr. Download PDFInfo
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Abstract
Sistema compacto, híbrido e integrado GAMMA/RF
para la formación de imágenes simultáneas
PET-SPECT/MR.
El sistema compacto, híbrido e integrado
GAMMA-RF para la formación de imágenes simultáneas
PET-SPECT/
MR de la invención comprende un dispositivo GAMMA-RF que integra una bobina RF, del tipo empleado en sistemas MR convencionales, con unos módulos detectores de radiación GAMMA del tipo utilizado en sistemas PET o SPECT, de modo que se obtienen imágenes combinadas de las técnicas PET o SPECT y MR.
MR de la invención comprende un dispositivo GAMMA-RF que integra una bobina RF, del tipo empleado en sistemas MR convencionales, con unos módulos detectores de radiación GAMMA del tipo utilizado en sistemas PET o SPECT, de modo que se obtienen imágenes combinadas de las técnicas PET o SPECT y MR.
Description
Sistema compacto, híbrido e integrado GAMMA/RF
para la formación de imágenes simultáneas
PET-SPECT/MR.
El objeto principal de la presente invención se
enmarca dentro del campo de la medicina, y en particular está
dirigida a un nuevo sistema que combina una bobina de
radiofrecuencia (RF) del tipo empleado en equipos de Resonancia
Magnética (MR) convencionales con unos detectores de radiación GAMMA
del tipo empleado en equipos de Tomografía por Emisión de Positrones
(PET). El resultado es un sistema híbrido GAMMA/RF que permite
obtener simultáneamente imágenes mediante las técnicas PET o SPECT y
MR.
La imagen médica comprende un conjunto de
técnicas ampliamente utilizadas para el diagnóstico y tratamiento de
enfermedades. El tipo de imagen que se obtiene puede ser morfológica
(Tomografía Axial Computerizada (TAC), Resonancia Magnética (MRI),
Rayos X, Ecografía, etc.) o funcional (cámara GAMMA, tomografía de
emisión de fotón único, Tomografía de Emisión de Positrones o PET,
etc.).
La Medicina Nuclear es una especialidad médica
en la que se obtienen imágenes funcionales utilizando radiación
ionizante. Los trazadores son biomoléculas previamente marcadas con
radionúclidos, y que se concentran de manera preferente en una
determinada zona de interés (órganos, huesos, tejidos,..). Esta zona
de interés emite entonces una radiación GAMMA, que es recibida por
un sistema de detección (generalmente un cristal centelleador)
diseñado para transformar la energía de la radiación GAMMA incidente
en luz. Esta luz, a su vez, es detectada por unos elementos
fotosensibles (generalmente tubos fotomultiplicadores), de modo que
es posible calcular y almacenar la posición en la que se ha
producido la emisión de la radiación GAMMA. Así, se determina la
distribución de los trazadores y se obtiene una imagen del órgano,
tejido o del cuerpo del sujeto bajo estudio.
Dentro de la Medicina Nuclear se enmarca la
Tomografía por Emisión de Positrones (PET), que es una técnica no
invasiva de elevada sensibilidad. La técnica PET permite obtener
imágenes "in vivo" de la distribución de trazadores
emisores de positrones que producen, tras su aniquilación, la
emisión de dos fotones en sentidos opuestos y de la misma energía
(511 keV). Esta técnica permite medir concentraciones pico molares
del trazador. El trazador más utilizado en PET es el FDG
(fluordeoxiglucosa), similar a la molécula de glucosa. El FDG se
acumula en células con un metabolismo elevado, como es el caso de
las células cancerosas, visualizándose mediante PET tumores y
metástasis en estado precoz, mucho antes de que se produzcan
alteraciones morfológicas que pueden ser detectadas con otro tipo de
técnicas como la resonancia magnética, TAC... Además del cáncer, la
técnica PET es muy útil en el estudio del funcionamiento de
determinados órganos como el corazón, cerebro, sistema circulatorio
o pulmones. La patente estadounidense US 6,858,847 describe un
ejemplo de la metodología y tipo de instrumentación involucrada en
la técnica PET.
Sin embargo, la técnica PET tiene limitaciones
que están directamente relacionadas con las propiedades físicas del
positrón y la estadística (número de sucesos detectados para obtener
la imagen) de la medida. Estas limitaciones son las responsables de
que en ocasiones la imagen PET posea una deficiencia importante en
cuanto a información anatómica se refiere, y por otro lado es
difícil localizar la posición exacta en la que se produce la
acumulación del trazador radiactivo.
La necesidad de obtener a la vez buena
resolución anatómica y funcional, impulsó en la década de los 90 el
desarrollo de sistemas que combinaban la técnica PET y TAC en un
mismo aparato. Rápidamente se extendió su uso, y en la actualidad se
utilizan de forma rutinaria en el diagnóstico médico, demostrando de
esta forma las ventajas en la obtención de imágenes integradas
anatómico-moleculares. La forma en que se hizo esta
integración fue simplemente colocar el PET y el TAC uno a
continuación del otro en una configuración de tipo "tándem". De
esta manera el sistema se integra fundamentalmente vía
"software", dado que a nivel de "hardware" se requieren
muy pocos cambios. Una vez en funcionamiento, el sistema PET/TAC
adquiere los datos de manera secuencial mediante una camilla que se
mueve a lo largo de ambos escáneres.
Por otro lado, la Imagen por Resonancia
Magnética (MR), también llamada resonancia magnética nuclear (NMR),
está basada en la excitación y detección de la precesión de los
momentos magnéticos, en el rango de la radio frecuencia, de los
núcleos atómicos, fundamentalmente de hidrógeno (1H), del objeto a
investigar, junto con su variación de la fase, frecuencia y
localización. La MRI (resonancia magnética por imagen) se fundamenta
en la codificación espacial de la señal de resonancia, mientras que
el interés de la MRS (resonancia magnética por espectrocopía) se
centra en el entorno químico del núcleo.
Los sistemas actuales de MRI más extendidos
están formados por tres elementos básicos:
1) Un imán cilíndrico que produce un campo
magnético elevado (típicamente de 1,5 o 3 Teslas) y uniforme
(B0).
2) Un sistema de bobinas de gradiente que
modifican ligeramente el campo B0 en las direcciones espaciales X, Y
y Z a fin de codificar la posición de la señal.
3) Un campo de Radio-Frecuencia
dentro del campo de gradiente producido por una bobina de RF (o una
combinación de bobinas de RF) que emite y recibe las señales. Estos
sistemas de MR son capaces de obtener imágenes de cualquier parte
del cuerpo e incluso del cuerpo entero, aunque en este caso su
obtención es muy lenta. Este sistema incluye un apantallamiento de
RF que evita el acoplamiento de la bobina de RF con los otros
componentes del sistema de MR o cualquier otro equipamiento
adicional.
Los tres elementos anteriores se colocan en un
equipo convencional de resonancia magnética siguiendo una forma
toroidal, en el orden siguiente (de dentro hacia fuera en la
dirección radial): la bobina de RF, el sistema de bobinas de
gradiente y el imán cilíndrico. El paciente que va a ser examinado
se coloca en el hueco interior del cilindro, permaneciendo sobre una
camilla móvil y ajustando su posición para poder realizar la medida
sobre la zona del cuerpo objeto de estudio. En estudios con animales
o con fantomas existen otras posibilidades de posicionamiento.
En ocasiones resulta necesaria una imagen de
alta calidad de una región particular del cuerpo. En esos casos se
emplea una bobina de RF portátil específica que se sitúa cerca del
área de interés. Por ejemplo, a fin de obtener una imagen del
cerebro con elevada sensibilidad se coloca una bobina RF cilíndrica
y de un diámetro interior de aproximadamente 26 cm rodeando la
cabeza.
Comparado con el TAC, la MR proporciona en
general un mayor contraste en tejidos blandos y una superior
resolución espacial en las imágenes anatómicas, con un impacto
inmediato en la práctica clínica, al permitir un mejor diagnóstico
en enfermedades cerebrales, pelvis, hígado y del aparato locomotor
(músculo-esquelético). Además de la imagen
morfológica, la MR también proporciona información acerca de
importantes parámetros fisiológicos (difusión, permeabilidad, BOLD)
a partir de las diferencias en los tiempos de relajación de los
núcleos ^{1}H (a los que habitualmente se refiere como
"protones") que se encuentran localizados en diferentes
sustancias bioquímicas. Por último, la adición de agentes pasivos de
contraste, basados en nanopartículas de gadolinio u óxido de hierro
puede aumentar de forma significativa el contraste en la MR. La
combinación de las técnicas MRI permite visualizar las consecuencias
morfológico-anatómicas (crecimiento tumoral, atrofia
cerebral, anormalidades en paredes cardíacas, anatomía vascular,
activación neuronal e ictus agudo) de muchas enfermedades tanto en
humanos como en modelos animales.
Existe una gran sinergia entre las técnicas PET
(y SPECT) y MR, ya que cada una de ellas proporciona por separado
información que no es posible obtener con la otra. La posibilidad de
obtener las imágenes metabólicas, fisiológicas o moleculares
mediante la técnica PET y poder relacionarlas directamente con las
imágenes de una excepcional calidad anatómica obtenidas con la
técnica MR abre un enorme campo de nuevas posibilidades. Este es el
motivo por el que estas técnicas se combinan en diagnósticos
clínicos e investigación (etiología y evolución de enfermedades
humanas en modelos de animales, evaluación
pre-clínica de la fármaco-cinética y
fármaco-dinámica de nuevas estrategias
terapéuticas, péptidos y anticuerpos, terapia celular, terapia
génica y terapias basadas en nano partículas).
Los problemas tecnológicos y de desarrollo
práctico en estos sistemas PET/MR son mucho más complejos que en los
sistemas PET/TAC, y, por ese motivo, normalmente las imágenes de PET
y de MR se adquieren actualmente en sistemas separados físicamente
de forma secuencial. Posteriormente, ambas imágenes se fusionan a
través de un software específico que hace uso de la información
contenida en la propia imagen ("landmarks") o de marcadores
fiduciales externos que pueden ser identificados de forma clara en
las dos imágenes que se pretenden fusionar.
Sin embargo, este método de obtener imágenes a
partir de una combinación de las técnicas MR y PET resulta
inapropiado en el estudio de órganos con movimiento fisiológico
propio, como puede ser el estómago, intestinos y corazón. Por otra
parte, la adquisición secuencial de las imágenes PET y MR no permite
estudios PET/MR dinámicos temporalmente correlacionados y que son
necesarios en numerosas ocasiones. Los sistemas biológicos son
inherentemente dinámicos, y su respuesta a determinados fármacos y
agentes de contraste presenta una fuerte dependencia temporal. La
escala temporal de estos cambios varía de segundos a minutos.
Por tanto, resulta de suma importancia poder
disponer de un sistema "multi-modal" dentro de
un mismo equipo capaz de registrar imágenes de PET y MR
simultáneamente, asegurando de esta forma que el paciente sea
estudiado en el mismo estado fisiológico y, por lo tanto,
correlacionando los cambios temporales a la vez en el PET y la MR en
respuesta a una perturbación. La patente estadounidense US 4,939,464
ya describe un sistema que combina PET y MR en un único equipo.
El motivo principal por el que resulta complejo
desde el punto de vista tecnológico unificar las técnicas PET y MR,
son las interferencias del sistema PET con los campos magnéticos de
cualquier tipo, así como las interferencias de la radio frecuencia
de la resonancia (ambas excitación y detección) con la electrónica
del PET.
Otro inconveniente es que el comportamiento de
la MR puede verse afectado por la presencia de los elementos
empleados en el PET, como por ejemplo los detectores o la
electrónica asociada, especialmente los conductores y los materiales
ferromagnéticos ya que modifican las propiedades del campo magnético
estático y la distribución del campo de RF, respectivamente. Por ese
motivo, S.R. Cherry ha propuesto evitar la utilización de materiales
conductores o ferromagnéticos en la parte interna del PET (S. R.
Cherry 2006, Multimodality in vivo imaging systems: twice the
power or double the trouble? Ann. Rev. Biomed. Eng. 8 35).
El sistema compacto, híbrido e integrado
GAMMA/RF para la formación de imágenes simultáneas
PET-SPECT/
MR de la invención comprende un dispositivo que integra una bobina de RF, en particular del tipo empleado para tomar imágenes de partes específicas de un paciente en sistemas MR convencionales, con unos módulos detectores de radiación GAMMA del tipo utilizado en sistemas PET o SPECT, de modo que se optimiza la obtención de imágenes combinadas de las técnicas PET-SPECT con MR. Es decir, las imágenes obtenidas mediante el sistema de la invención aportan información morfológica (MR) y funcional (PET o SPECT). La alta definición estructural del MR y la información metabólica que proporciona el PET-SPECT puede conseguir un diagnóstico más acertado que cualquiera de ellos por sí solo. Se entiende que el sistema GAMMA del presente documento es capaz de detectar dos rayos GAMMA en oposición, en el caso de la modalidad PET, como un único rayo GAMMA, en el caso de la modalidad SPECT.
MR de la invención comprende un dispositivo que integra una bobina de RF, en particular del tipo empleado para tomar imágenes de partes específicas de un paciente en sistemas MR convencionales, con unos módulos detectores de radiación GAMMA del tipo utilizado en sistemas PET o SPECT, de modo que se optimiza la obtención de imágenes combinadas de las técnicas PET-SPECT con MR. Es decir, las imágenes obtenidas mediante el sistema de la invención aportan información morfológica (MR) y funcional (PET o SPECT). La alta definición estructural del MR y la información metabólica que proporciona el PET-SPECT puede conseguir un diagnóstico más acertado que cualquiera de ellos por sí solo. Se entiende que el sistema GAMMA del presente documento es capaz de detectar dos rayos GAMMA en oposición, en el caso de la modalidad PET, como un único rayo GAMMA, en el caso de la modalidad SPECT.
Además, una ventaja adicional de este sistema
GAMMA/RF es que puede implementarse en un dispositivo portátil. Los
sistemas híbridos actuales se integran de forma permanente dentro de
equipos de MR de cuerpo entero, no permiten ajustes para
aplicaciones específicas y no se pueden utilizar como un añadido a
un sistema MR de modalidad única. Esta invención, en su modalidad
portátil, posee la capacidad de mejorar los sistemas de resonancia
ya existentes mediante la modalidad de detección GAMMA, obteniendo
un sistema con modalidad dual PET-SPECT/RM y
verdadera detección simultánea. De esta forma, un sistema de MR
convencional puede ser utilizado como tal, con la posibilidad de que
se puede cambiar a la modalidad PET-SPECT/MR en
cualquier momento y volver a la modalidad MR más tarde. Esto reduce
el coste del sistema PET-SPECT/MR de forma
significativa y hace que sea mucho más asequible para centros que ya
posean un sistema MR convencional, incluyendo tanto centros clínicos
como de investigación para humanos o animales. Por lo tanto, una
ventaja importante de la presente invención, en su versión portátil,
reside en la posibilidad de mejorar los sistemas MR actuales
mediante una actualización sencilla. En el mundo existen miles de
sistemas MR instalados que son muy costosos. La invención presente
evita la sustitución de dichos sistemas por otros aún más costosos
que funcionen en modo dual PET-SPECT/MR, mediante la
introducción del dispositivo portátil GAMMA/RF como un añadido
potencial. De esta forma se obtiene un sistema de diagnóstico
multimodal que combina informaciones funcionales y anatómicas en una
única imagen fusionada.
El inconveniente principal de combinar una
bobina RF con detectores GAMMA es que la radiación RF afecta de
forma adversa a la electrónica de detección GAMMA, motivo por el
cual es esencial disponer de un apantallamiento de RF entre la
bobina RF y dicha electrónica de detección GAMMA. Sin embargo, se
debe apantallar únicamente la RF pero no los fotones procedentes de
los cristales centelleadores que detectan la radiación GAMMA. En la
invención, se resuelve este problema empleando un apantallamiento
electromagnético que comprende unos orificios a través de los cuales
un sistema focalizador hace pasar la luz emitida por los cristales
centelleadores. Además, puesto que los cristales centelleadores del
detector GAMMA no interfieren con el campo estático BO ni con el
campo de RF de la bobina RF, se ha ideado un diseño especialmente
compacto que permite situar los cristales centelleadores dentro del
campo RF, minimizándose así el tamaño del dispositivo GAMMA/RF.
Por otro lado, el sistema GAMMA/RF de la
invención no funciona de forma independiente sino que requiere la
existencia previa de los elementos fundamentales de un sistema MR
convencional, fundamentalmente las bobinas BO y de gradiente, aunque
también el software de procesamiento de los datos adquiridos por el
sistema MR, el encapsulado exterior para evitar la salida de
radiación a la sala donde se encuentre el equipo, y otros que serán
evidentes para el experto en la materia a partir de la lectura de la
descripción de la invención. Además, en el presente documento, se
entiende que el sujeto de estudio puede ser no sólo el cuerpo entero
de un paciente humano sino también una parte específica del mismo,
como un órgano particular, o bien un animal pequeño. Finalmente, los
términos "detrás", "antes", "después", y otros
parecidos se interpretarán en función de la dirección de la
radiación GAMMA que atraviesa radialmente el dispositivo GAMMA/RF.
En otras palabras, se entiende que una pieza está situada
"antes" que otra cuando está situada más cerca del centro del
dispositivo.
El sistema GAMMA/RF para la formación de
imágenes PET-SPECT/MR de acuerdo con la presente
invención comprende un dispositivo GAMMA/RF que comprende
fundamentalmente una bobina RF y unos módulos detectores de
radiación GAMMA. Como se ha mencionado anteriormente, este
dispositivo GAMMA/RF puede estar integrado en un sistema MR
convencional de cuerpo entero, o bien se puede implementar como un
dispositivo portátil para adquirir imágenes de zonas concretas del
cuerpo del paciente. Se describe a continuación cada uno de los
componentes mencionados con mayor detalle:
Se entiende que la bobina RF considerada
pertenece al actual estado del arte de los sistemas utilizados en
MR, que incluye bobinas para la excitación y recepción como
combinaciones de bobinas que consisten en una o más bobinas de
transmisión y una o mas bobinas de recepción. Éstas últimas se
denominan usualmente bobinas "phased array", mientras que las
bobinas de "multi-elementos phased array" son
capaces de adquirir múltiples canales de datos en paralelo.
La función de la bobina RF de la invención es
equivalente a la de una bobina RF de un sistema MR convencional,
aunque con un diseño modificado que comprende unos espacios libres,
o bien formados por un material de poco espesor y baja densidad y
número atómico, que permiten el paso de al menos una parte
significativa de la radiación GAMMA generada en su interior. En una
realización preferida de la invención, la bobina RF está formada por
un conjunto de barras longitudinales unidas por los extremos,
teniendo los espacios libres forma de paralelepípedo. Se trata de
una estructura parecida a la "jaula de ardilla" empleada en el
rotor de los motores de inducción.
Se dispone de una pluralidad de módulos
detectores de radiación GAMMA radialmente alrededor de la bobina RF,
de modo que forman un cilindro, toroide o similar que rodea al
objeto de estudio. En este contexto, el término
"alrededor" incluye disponer los módulos bien
completamente en el exterior de la bobina RF, o bien parcialmente
dentro a través de los espacios libres de una de las realizaciones
posibles de la bobina RF, ya que el funcionamiento de los cristales
centelleadores empleados para la detección de la radiación GAMMA no
se ve afectado por la radiación RF.
La función de los módulos detectores de
radiación GAMMA es equivalente a la de los utilizados en un sistema
PET-SPECT convencional, aunque con una estructura,
que se describirá más adelante, diseñada especialmente para su
integración con la bobina RF.
A su vez, cada uno de los módulos detectores de
radiación GAMMA descritos comprende un cristal centelleador, un
sistema focalizador, una capa de apantallamiento de RF y una matriz
de fotodetectores. A continuación se describe cada uno de ellos:
Se trata de un cristal centelleador del tipo de
los habitualmente empleados en los sistemas PET convencionales, que
emite destellos de luz cuando recibe una emisión GAMMA.
Los cristales centelleadores pueden ser
monolíticos o pixelados. Es conocido que los detectores de radiación
GAMMA que utilizan cristales pixelados presentan ineficiencias
debido al área muerta entre los píxeles. Además, como los detectores
de radiación GAMMA para sistemas PET requieren la detección
simultánea de dos rayos GAMMA en módulos separados, el empleo de
cristales pixelados disminuye la eficiencia de eventos en
coincidencia. En particular, se estima que la sensibilidad puede
reducirse en un factor de dos en diseños con cristales pixelados con
respecto a otros diseños, mientras que en sistemas sin
requerimientos de coincidencia ésta se reduce hasta un 30%. Por
tanto, en una realización preferente de la invención los cristales
centelleadores son monolíticos. Además, los cristales centelleadores
monolíticos mejoran la compacidad de los módulos detectores de
radiación GAMMA, y por lo tanto, la del dispositivo GAMMA/RF de la
invención en conjunto.
El sistema focalizador es un elemento óptico que
tiene una primera cara plana acoplada al cristal centelleador y una
segunda cara que comprende unas lentes que dirigen la luz hacia una
matriz de fotodetectores. Su función es fundamental en la presente
invención, ya que focaliza la luz recibida del cristal centelleador
al que está acoplado, y que llega a su primera cara, creando un
conjunto de focos discretos dirigidos hacia los fotodetectores de
una matriz de fotodetectores que se dispone enfrentada a su segunda
cara. De este modo si, por ejemplo, la configuración de cada lente
(principalmente forma y foco) es tal que la anchura total de la
distribución de luz saliente coincide con el área sensible de cada
fotodetector, se consigue evitar la pérdida de fotones.
La forma y configuración de las lentes puede ser
cualquiera siempre que se consiga la función descrita, aunque en una
realización preferente se trata de lentes semiesféricas.
En otra realización de la invención, el
dispositivo GAMMA/RF comprende un uno o más sistemas focalizadores
adicionales situados antes del primero.
La capa de apantallamiento de RF sirve para
apantallar la matriz de fotodetectores y su electrónica
"front-end" del campo RF producido por la
bobina RF, al mismo tiempo que permite el paso de la luz producida
en el cristal centelleador hacia los fotodetectores de dicha matriz
sin una pérdida significativa de fotones. Esto se consigue
introduciendo el apantallamiento de RF en los valles del sistema
focalizador (que representan zonas muertas de la misma), de forma
que no se pierde la luz emitida desde el cristal centelleador hacia
la matriz de fotodetectores.
Para ello, la capa de apantallamiento de RF, que
puede estar dispuesta entre el sistema focalizador y la matriz de
fotodetectores, es una placa que comprende unos orificios por los
que la luz focalizada por el sistema focalizador pasa hacia los
fotodetectores de la matriz. En una realización particular de la
invención, se trata de una rejilla metálica con orificios
circulares. En otra realización particular, la capa de
apantallamiento de RF es una rejilla metálica con orificios
cuadrados cuyas barras coinciden con los espacios interfocales del
sistema focalizador.
Se entiende que una rejilla cuadrada con una
distancia entre barras de aproximadamente 3 mm. debe ser suficiente
para apantallar el campo generado por la bobina RF. Sin embargo,
también se podría utilizar una rejilla con celdas de menor tamaño si
los fotodetectores también son más pequeños, como por ejemplo
foto-detectores de 1 mm, y para campos magnéticos BO
de mayor intensidad. En el caso de que el tamaño de los
fotodetectores no coincida el tamaño de las lentes del sistema
focalizador, la rejilla podría ser incluso más pequeña, definiéndose
un rango preferente que va desde 10 mieras a 6 mm de tamaño de
rejilla. Posibles realizaciones de la capa de apantallamiento de RF
son: una pura malla de hilos de cobre o una lámina fina y conductora
de cobre. Además, en una realización preferente la capa de
apantallamiento de RF se puede crear mediante una fina deposición de
una película metálica de algunas mieras de espesor sobre el sistema
focalizador.
La capa de apantallamiento de RF debe apantallar
únicamente la RF y no los campos de gradiente. Por lo tanto, o bien
debe ser muy fina (pocas mieras), o bien se deben evitar las
corrientes eddy inducidas por el campo gradiente a bajas frecuencias
mediante capacitancias en la malla. La solución más sencilla para
reducir las corrientes eddy de gradiente es una fina película
metálica o una lámina de cobre.
Se trata de una matriz de fotodetectores que es
sensible a la posición. Cuando se utilizan matrices de
fotodetectores aparece el problema de la eficiencia de
fotodetección, ya que las separaciones entre ellos corresponden a
áreas muertas en las que los fotones se pierden. El empleo del
sistema focalizador de la invención soluciona este problema, ya que
la luz sólo es focalizada en dirección a los fotodetectores de la
matriz, con lo que no hay pérdidas de luz.
De acuerdo con una realización preferida de la
invención, los fotodetectores son fotomultiplicadores de silicio
(SiPMT), que son insensibles a los campos magnéticos. En otra
realización preferida de la invención, los fotodetectores son
fotomultiplicadores del tipo Micro Channel Píate PMTs, ya que éstos
pueden operar en campos de hasta 2 Teslas. La mayoría de los
sistemas de MR convencionales funcionan con campos magnéticos de 1,5
T, aunque cada vez se fabrican más escáneres con intensidades de
campo magnético superiores.
Estos medios de procesado
"front-end", normalmente una placa electrónica,
realizan un primer procesado de las señales generadas por los
fotodetectores.
El sistema GAMMA/RF de la invención se puede
fabricar de modo que el tamaño de las lentes del sistema focalizador
coincida con el de los fotodetectores, en cuyo caso la luz
focalizada por cada lente llegaría a un único fotodetector. Otra
posibilidad es que las lentes sean más pequeñas que los
fotodetectores, en cuyo caso la luz de varias lentes llegaría a un
mismo fotodetector.
En una realización particular de la invención,
el sistema GAMMA/RF comprende, además del dispositivo GAMMA/RF, un
medio de procesamiento externo al cual se transmiten las señales
obtenidas por el dispositivo GAMMA/RF, y que está diseñado
específicamente para interpretar dichas señales y determinar el
origen de la radiación GAMMA recibida. El medio de procesamiento
externo puede estar integrado en el sistema MR convencional o bien
tratarse de un medio de procesamiento separado.
Sin embargo, puede surgir un problema al
transmitir las señales de los detectores de radiación GAMMA al medio
de procesamiento externo, que puede estar situado fuera de los
campos electromagnéticos del sistema MR, o incluso fuera de la sala
protegida mediante una jaula de Faraday del sistema MR. El motivo es
la exposición a los fuertes campos magnéticos estáticos, gradientes
del campo variables y los campos de RF, que pueden afectar a dichas
señales.
Para resolver este problema, en una realización
particular de la invención se utilizan señales diferenciales
analógicas en líneas compensadas. Esto permite al receptor
diferencial del medio de procesamiento externo rechazar
interferencias en modo común y reduce de manera efectiva el ruido
inducido por los campos derivados de la RF y por los gradientes
conectados.
Alternativamente, en otra realización preferida
de la invención, los módulos detectores de radiación GAMMA del
dispositivo portátil integrado GAMMA/RF comprenden además
convertidores analógico-digitales, de modo que las
señales que se transmiten al módulo de procesamiento externo son
digitales en lugar de analógicas, por ejemplo señales diferenciales
de baja tensión (LVDS). En este caso, será necesario apantallar la
electrónica digital para no afectar los campos de RF de la modalidad
MR.
Además, las señales digitales pueden ser
fácilmente convertidas en señales ópticas, por lo que en otra
realización preferida más los módulos detectores de radiación GAMMA
de la invención comprenden además medios para transformar señales
digitales en ópticas. Esta solución resuelve completamente el
problema de la transmisión de señales entre el dispositivo portátil
integrado GAMMA/RF y el medio de procesamiento externo, ya que las
señales ópticas son completamente inmunes a los campos
magnéticos.
Además, en otra realización particular de la
invención el sistema híbrido GAMMA/RF de la invención permite
realizar "gated acquisition", donde "gated acquisition"
hace referencia a que los medios electrónicos asociados a los
módulos detectores de radiación GAMMA (electrónica
"front-end", medio de conversión
analógico-digital, medio de conversión
digital-óptico, además de otros medios de procesamiento y/o
adquisición no mencionados específicamente en el presente
documento), permanecen inactivos durante uno o varios intervalos de
tiempo. Esto permite evitar la adquisición de datos errónea de los
módulos detectores GAMMA y su electrónica asociada durante
intervalos de tiempo inapropiados. También evita que el sistema
GAMMA/RF perjudique la secuencia de adquisición del sistema MR
convencional. Por estos motivos, es preferible que los medios
mencionados permanezcan inactivos durante los campos de RF y el
"switching" del gradiente de la MR, ya que están sólo activos
durante un corto periodo de tiempo del ciclo de funcionamiento. Por
lo tanto, se perderá solo una pequeña fracción de los eventos GAMMA
en coincidencia.
Como se ha mencionado previamente, la versión
portátil del dispositivo GAMMA/RF descrito se podría implementar a
partir de una bobina RF portátil de un sistema MR convencional sin
demasiadas modificaciones, constituyendo un sistema compacto, es
decir, que no aumenta de forma significativa el tamaño de la bobina
RF del sistema MR convencional. Por ejemplo, las dimensiones un
dispositivo GAMMA/RF portátil de acuerdo con la invención dedicado a
estudios del cerebro deben ser aproximadamente 26 cm. de diámetro
interno y 32 cm. de diámetro externo, que es el tamaño habitual de
las bobinas RF portátiles de los sistemas MR convencionales. Por
tanto, el dispositivo GAMMA/RF portátil de la invención debe ocupar
unos 3 cm. Sin embargo, la sensibilidad de las imágenes obtenidas
por el sistema MR convencional a partir de los datos de la bobina RF
se deteriora considerablemente si la capa de apantallamiento de RF
se coloca muy cerca la bobina RF. Por tanto, se estima que la
distancia entre la bobina RF y la capa de apantallamiento de RF
debería ser mayor de alrededor de 15 mm. Esto implica que el sistema
GAMMA/RF portátil
ocupará al menos 15 mm más la longitud, total o parcial, del módulo detector de radiación GAMMA de la invención.
ocupará al menos 15 mm más la longitud, total o parcial, del módulo detector de radiación GAMMA de la invención.
Es relativamente sencillo sustituir la bobina RF
convencional por el dispositivo GAMMA/RF portátil de la invención.
En consecuencia, sería relativamente fácil mejorar las prestaciones
de miles de sistemas MR ya instalados en el mundo. Dado que la
mayoría de las resonancias magnéticas se realizan en una zona
específica del cuerpo, el sistema GAMMA/RF en su versión portátil
sería de gran utilidad en campos como la neurología, psiquiatría y
la neurociencia en general. Además, su portabilidad permitiría su
uso en diferentes sistemas MR convencionales de un mismo centro, con
lo que se conseguiría un considerable ahorro.
Además, la información metabólica obtenida
mediante la técnica PET-SPECT a partir de la
información adquirida por el dispositivo GAMMA/RF portátil de la
invención es más sensible que la de otros sistemas
PET-SPECT/MR, ya que los módulos detectores de
radiación GAMMA y la bobina RF están situados más cerca del objeto
de estudio. Además, el coste total de un dispositivo GAMMA/RF
portátil de pequeñas dimensiones es menor que el de una cámara para
cuerpo entero debido al menor número de módulos detectores de
radiación GAMMA que se requieren.
Con objeto de ayudar a una mejor comprensión de
las características de la invención, se acompaña como parte
integrante de dicha descripción, un juego de dibujos en donde con
carácter ilustrativo y no limitativo, se ha representado lo
siguiente:
Fig. 1: Muestra el sistema compacto, híbrido e
integrado GAMMA/RF de la invención, en su versión portátil, durante
su empleo en colaboración con un sistema MR convencional.
Figs. 2a y 2b: Muestran respectivamente una
vista en perspectiva y una sección transversal del dispositivo
GAMMA/RF portátil de la invención.
Figs. 3a y 3b: Muestran sendas vistas de
despiece de un módulo detector de radiación GAMMA de acuerdo con una
realización de la invención.
Fig.4: Muestra una sección transversal de una
realización del módulo detector de radiación GAMMA de la invención
donde se emplea un único sistema focalizador con apantallamiento de
RF y un único cristal centelleador monolítico.
Fig.5: Muestra una sección transversal de una
segunda realización del módulo detector de radiación GAMMA de la
invención donde se emplean dos sistemas focalizadores, uno de ellos
al menos con apantallamiento de RF, y dos cristales centelleadores
monolíticos.
Fig.6: Muestra una sección transversal de una
tercera realización del módulo detector de radiación GAMMA de la
invención donde se emplea un sistema focalizador con apantallamiento
de RF y un cristal centelleador pixelado.
Fig.7: Muestra una sección transversal de una
cuarta realización del módulo detector de radiación GAMMA de la
invención donde se emplea un sistema focalizador y un cristal
centelleador pixelado entre el que se intercala el apantallamiento
de RF.
Fig.8: Muestra una sección transversal de una
quinta realización del módulo detector de radiación GAMMA de la
invención, donde las lentes del sistema focalizador y la rejilla
para el apantallamiento de RF tienen un tamaño diferente al de los
fotodetectores para el caso de un bloque monolítico.
Fig. 9: Muestra una sección transversal de una
sexta realización del módulo detector de radiación GAMMA de la
invención, donde las lentes del sistema focalizador y la rejilla
para el apantallamiento de RF tienen un tamaño diferente al de los
fotodetectores para el caso de un cristal centelleador pixelado.
Se describen a continuación algunos ejemplos de
realizaciones del sistema (1) GAMMA/RF de acuerdo con la
invención.
En la Fig. 1 se aprecia un ejemplo de sistema
(1) GAMMA/RF, que está formado por un dispositivo (2) GAMMA/RF, en
su versión portátil, y un medio de procesamiento externo (3), unidos
por un cable de conexión (4). Las señales de resonancia magnética
generadas en el dispositivo (2) GAMMA/RF portátil se transmiten de
la manera usual, a través del cable de conexión (44) disponible en
los equipos MR convencionales cuando se utiliza una bobina RF
portátil. En este ejemplo, se coloca el dispositivo (2) GAMMA/RF
portátil en la cabeza del paciente (5) o ROI (Región de Interés,
según sus siglas en inglés), introduciéndose a continuación al
paciente (5) o animal en el interior de un sistema MR convencional
(6), por ejemplo por medio de una camilla móvil. El sistema (1)
GAMMA/RF, en combinación con el sistema MR (6) convencional (que
puede ser abierto o cerrado, para MRI, MRS o NMR), obtiene datos que
permiten registrar simultáneamente imágenes
PET-SPECT y MR formando una imagen final combinada
de PET o SPECT y MR. Los datos que proceden de unos módulos (8)
detectores de radiación GAMMA pasan a través del cable de conexión
(4), mientras que las señales que proceden de la bobina RF (7) pasan
a través del cable de conexión (44). Ambos datos son procesados para
obtener la imagen combinada de PET-SPECT y MR.
Las Fig. 2a y 2b muestran respectivamente una
perspectiva y una sección transversal del dispositivo (2) GAMMA/RF
portátil de la invención, donde se aprecian los elementos
estructurales que lo componen:
a) Una bobina RF (7), del tipo resonador en
forma de "jaula de ardilla", que está formada por un conjunto
de barras o hilos longitudinales unidas por los extremos a dos
anillos, de modo que quedan unos espacios libres que permiten el
paso de la radiación GAMMA procedente, en este ejemplo, de la cabeza
del paciente (5). La invención no restringe el uso a otro tipo de
bobinas RF.
b) Un conjunto de módulos (8) detectores de
radiación GAMMA dispuestos radialmente formando un cilindro en los
espacios libres dejados por los hilos de la bobina RF (7). En este
ejemplo, se trata de 16 módulos (8) detectores de radiación GAMMA
dispuestos en el exterior de la bobina RF (7), aunque como se ha
mencionado anteriormente en el presente documento, sería posible
disponerlos en una posición más interior entre cada par de hilos
longitudinales. De esta forma, el área muerta de detección entre dos
módulos se aprovecha para situar los hilos de la bobina de RF. Este
diseño presenta la ventaja de que la radiación GAMMA que se dirige
hacia los módulos (8) detectores no sufre ninguna dispersión a causa
de los hilos de la bobina RF (7).
En este ejemplo, se representa también un
encapsulado (9) exterior que proporciona un apantallamiento de RF
adicional y un soporte para instalar los módulos detectores GAMMA
(8). Las Figs. 3a y 3b y muestran con mayor detalle la estructura
interna de cada módulo (8) detector de radiación GAMMA del presente
ejemplo. Cada uno de ellos está compuesto por:
- Un cristal centelleador (10) que recibe la
radiación GAMMA que proviene del paciente (5) y la convierte en
luz;
- Un sistema focalizador (11) acoplado al
cristal centelleador (10), que recibe la luz del cristal
centelleador (10) y la focaliza hacia una matriz (13) de
fotodetectores (13a). El sistema focalizador (11), según se ha
descrito anteriormente en el presente documento, puede tener
cualquier forma siempre que tenga una primera cara (11a) plana capaz
de recibir toda la luz del cristal centelleador (10) y una segunda
cara (11b) capaz de focalizar toda la luz hacia la matriz (13) de
fotodetectores (13a). En este primer ejemplo, la segunda cara (11b)
comprende una matriz de lentes (11c) de forma semiesférica, cada una
de las cuales focaliza la luz hacia un fotodetector (13a) de la
matriz, que en este ejemplo son de tipo SiPMT.
- Una capa (12) de apantallamiento de RF,
dispuesta entre el sistema focalizador (11) y la matriz (13) de
fotodetectores (13a), que comprende unos orificios circulares (12a)
por los que la luz focalizada por cada lente (11c) pasa hacia cada
fotodetector (13a).
Las Fig. 3a y 3b muestran también unos medios de
procesado (14) "front-end", que en este caso
consisten en una placa electrónica dispuesta en la cara posterior de
la matriz (13) de fotodetectores (13a), que adquieren y procesan las
señales de los fotodetectores (13a) antes de su envío al medio de
procesamiento (3) externo de la Fig. 1. Por ejemplo, la placa
electrónica podría realizar la conversión
analógico-digital de los datos, según se ha
explicado previamente en el presente documento. Finalmente, una
cubierta (15) protege los componentes de cada módulo (8) detector de
radiación GAMMA.
La Fig. 4 muestra una sección transversal de una
realización particular de un módulo (8) detector de radiación GAMMA
de acuerdo con la invención, donde se aprecia cómo toda la
superficie de la primera cara (11a) de la microlente (11) recibe la
luz emitida por el cristal centelleador (10) y la focaliza
únicamente sobre los fotodetectores (13a). En este caso, se
aprovechan los espacios interfocales para disponer la capa (12) de
apantallamiento de RF, que en este ejemplo es una rejilla. La Fig. 5
muestra un segundo ejemplo de módulo (8) detector de radiación GAMMA
en el que se ha dispuesto un segundo cristal centelleador (10') y un
segundo sistema focalizador (11') antes de los primeros.
\newpage
Las Figs. 6 y 7 muestran sendas secciones de
módulos (8) detectores de radiación GAMMA donde se ha empleado
cristales centelleadores (10) pixelados. En la Fig. 6, la capa (12)
de apantallamiento de RF tiene forma de rejilla cuyo tamaño se hace
coincidir con el tamaño de los píxeles del cristal centelleador (10)
pixelado, y se dispone entre el sistema focalizador (11) y la matriz
(13) de fotodetectores (13a). La Fig. 7, por otro lado, muestra una
capa (12) de apantallamiento de RF embebida en la separación entre
los cristales de un cristal centelleador (10) pixelado.
Finalmente, las Figs. 8 y 9 muestran sendas
secciones de módulos (8) detectores de radiación GAMMA donde el
tamaño de las lentes (11c) del sistema focalizador (11) y la rejilla
de la capa (12) de apantallamiento de RF no coinciden con el tamaño
de los fotodetectores (13a). En ambos casos (cristal centelleador
(10) monolítico o pixelado) hay que indicar que el tamaño de la
rejilla (distancia entre barras) de la capa (12) de apantallamiento
de RF no tiene por qué coincidir con la distancia interfocal del
sistema focalizador (11), pudiendo ser igual o mayor (un número
entero de veces), a dichos espacios interfocales. Por otra parte la
realización correspondiente a la Fig. 8 puede extenderse al caso en
el que se utilicen dos o más bloques monolíticos.
Claims (20)
1. Sistema (1) compacto, híbrido e integrado
GAMMA/RF para la formación de imágenes simultáneas
PET-SPECT/MR, caracterizado porque comprende
un dispositivo (2) GAMMA/RF que comprende:
- -
- una bobina RF (7) que tiene unos espacios que permiten el paso de, al menos, una parte significativa de la radiación GAMMA generada en su interior; y
- -
- un conjunto de módulos (8) detectores de radiación GAMMA dispuestos radialmente alrededor de la bobina RF (7);
y donde cada módulo (8) detector de radiación
GAMMA comprende:
- -
- un cristal centelleador (10), que emite luz cuando recibe emisión GAMMA;
- -
- un sistema focalizador (11), cuya primera cara (11a) está acoplada al cristal centelleador (10) para recibir la luz, y cuya segunda cara (11b) comprende unas lentes (11c) que dirigen la luz hacia una matriz (13) de fotodetectores (13a);
- -
- una capa (12) de apantallamiento de RF, dispuesta entre el focalizador (11) y la matriz (13) de fotodetectores (13a), que comprende unos orificios por los que la luz focalizada pasa hacia los fotodetectores (13a);
- -
- una matriz (13) de fotodetectores (13a) dispuesta tras la capa (12) de apantallamiento de RF para recibir la luz; y
- -
- medios (14) de procesado de las señales generadas por los fotodetectores (13a).
\vskip1.000000\baselineskip
2. Sistema (1) de acuerdo con la reivindicación
1, caracterizado porque la bobina RF (7) está formada por un
conjunto de barras longitudinales unidas por los extremos a dos
anillos, de modo que comprende unos espacios libres con forma de
paralelepípedo.
3. Sistema (1) de acuerdo con la reivindicación
1, caracterizado porque la bobina RF (7) comprende unos
espacios formados por un material de poco espesor y baja densidad y
número atómico que permite el paso de una parte significativa de la
radiación GAMMA.
4. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque los
cristales centelleadores (10) son monolíticos.
5. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1-3, caracterizado porque
los cristales centelleadores (10') son pixelados.
6. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el tamaño
de las lentes (11c) del sistema focalizador (11) coincide con el
tamaño de los fotodetectores (13a).
7. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1-5, caracterizado porque el
tamaño de las lentes (11c) del sistema focalizador (11) no coincide
con el tamaño de los fotodetectores (13a).
8. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque las lentes
(11c) del sistema focalizador (11) tienen forma semiesférica.
9. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque los módulos
(8) detectores de radiación GAMMA además comprenden un segundo
cristal centelleador (10') y un segundo sistema focalizador (11')
dispuestos antes de los primeros.
10. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la capa
(12) de apantallamiento de RF es una rejilla metálica con orificios
circulares.
11. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1-9, caracterizado porque la
capa (12) de apantallamiento de RF es una rejilla metálica con
orificios cuadrados.
12. Sistema (1) de acuerdo con la reivindicación
11, caracterizado porque el tamaño de malla de la rejilla es
de entre 10 mieras y 6 mm.
13. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la capa
(12) de apantallamiento RF es una deposición química de una fina
película metálica.
14. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque los
fotodetectores (13a) se eligen de entre: fotomultiplicadores de
silicio (SiPMT) y fotomultiplicadores de tipo Micro Channel Píate
(PMT).
15. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el
dispositivo (2) GAMMA/RF es portátil.
16. Sistema (1) de acuerdo con la reivindicación
15, caracterizado porque la distancia entre la bobina RF (7)
y la capa (12) de apantallamiento de RF es mayor de 15 mm.
17. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque además
comprende un medio de procesamiento (3) externo, unido al
dispositivo (2) GAMMA/RF por un cable (4), que recibe e interpreta
las señales GAMMA obtenidas por el dispositivo (2) GAMMA/RF.
18. Sistema (1) de acuerdo con la reivindicación
17, caracterizado porque el dispositivo (2) GAMMA/RF además
comprende convertidores analógico-digital que
permiten la transmisión de señales digitales al medio de
procesamiento (3) externo.
19. Sistema (1) de acuerdo con la reivindicación
17, caracterizado porque el dispositivo (2) GAMMA/RF además
comprende convertidores digital-óptico, que permiten la transmisión
de señales ópticas al medio de procesamiento (3) externo.
20. Sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 17-19, caracterizado porque
además comprende medios para realizar
"gated-acquisition".
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| EC2A | Search report published |
Date of ref document: 20101018 Kind code of ref document: A1 |
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| FG2A | Definitive protection |
Ref document number: 2346623 Country of ref document: ES Kind code of ref document: B1 Effective date: 20111003 |
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| FD2A | Announcement of lapse in spain |
Effective date: 20210929 |