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Marco Antonio Coca Pérez, Msc
Centro de Investigaciones Clínicas
Ciudad de La Habana, Cuba
REGIONAL TRAINING COURSE ON QUALITY CONTROL, Proyecto RLA/6/065. March 15 - 19, 2009 Montevideo, Uruguay
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¡Tomografía por Emisión de Fotón Único o SPECT!, la palabratomografía significa "dibujo del cuerpo".
Principio básico: Es una cámara gamma que rota alrededor delpaciente, produciendo una serie de imágenes planares que soncolectadas durante la rotación. Estas imágenes son llamadasproyecciones.
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Ventajas del SPECT vs GG Planar. Contraste
Imagen
Planar
Corte
Tomográfico
Act.
Act.
No.Pixel
Perfiles
Señal/ Fondo SPECT > Planar
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SPECT vs GG Planar. La resolución espacial
• En las imágenes planas, la resolución espacial esfuertemente dependiente de la distancia.
• En el SPECT es relativamente constante a través del corte eigual a la resolución en el centro de la imagen
• Es inferior a la de la imagen plana
• En el SPECT se aprecian las relaciones de las estructurastridimensionalmente
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El o los detectores adquieren proyecciones a
medida que el detector gira alrededor del paciente
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A partir de las proyecciones se reconstruyen los
cortes Transversales y a partir de estos, se calculan los cortes Sagitales y Coronales
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Principios de los métodos de Reconstrución .
Método Analítico: Retroproyección filtrada (FBP)
Método Algebraico: Reconstrucción Iterativa
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Retroproyección filtrada (FBP)
Se calcula la 1-D FT de cada proyección
Se Multiplica la transformada porun filtro de frecuencias
Se calcula la FT inversa
Se obtiene la retroproyección
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La retroproyección implica tomar las ctas. de la proyección y
proyectarlas en sentido contrario siguiendo la misma dirección
desde la cual se originaron. Como se desconoce el pto. exacto
desde donde se originaron las ctas., se distribuyen las ctas. de forma homogénea a lo largo de está línea.
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?
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Retroproyección
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Retroproyección
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Infinitas proyecciones
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Retroprotección filtrada
Retroprotección simple
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Filtros en tomografía usados en la FBP
El filtro rampahabitualmente se
acompaña por un filtrode ventana, para acotarlas altas frecuencias de
la imagen.
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Retroprotección filtrada (FBP)
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Método Algebraico: Reconstrucción Iterativa
Ventajas:Ideal para cuando hay efectos de atenuación, dispersión ygeométricos (resolución del colimador)
Solucion puede incorporar un conocimiento a priori de laimagen image
Desventajas:
Consume significativas cantidades de memoria y tiempo
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Solución inicial arbitraria
Estimación de proyecciones
(reproyección)
Cálculo de diferencias relativas
entre de las proyecciones
estimadas y las adquiridas
Estimación de una nueva
solución (retroproyección)
Mínimo Solución finalS
N
M
E
Iteración
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Reproyección
Solución
inicial
Diferencias relativas
Mínimo
Retroproyección
N
S
Solución final
E
M
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Método Algebraico: Reconstrucción Iterativa
ML-EM: Maximun Likelihood-Expectation Minimization
Maximiza la distribución de actividad estimada en elcuerpo que llevaría a las proyecciones medidas.Lenta convergencia (decenas a cientos de iteraciones)Fuerte demandas computacionales debido al número de iteraciones y a la inclusión de los efectos físicos
OSEM: Ordered Subsets Expectation MaximizationEmplea sólo algunos ángulos en cada reconstrucción.Realiza los pasos de modo ordenado para incluir todos los ángulosSe logra la convergencia en 3-10 iteracionesTiempo computacional de pocos minutos
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FACTORES FÍSICOS QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
Atenuación de
los fotones
Radiación Dispersa
(Scatter)Resolución del
Colimador, afecta el
Efecto del Volumen Parcial
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Atenuación: reducción del número de fotonesdetectados debido a la interacción con el tejido
N = No . e – m . Dd donde: m (para 140 keV en agua) = 0.153 cm-1
Dd espesor del medio absorbente
Ej.: Para estudios cerebrales o cardíacos (e – m .D d = 20% a 25%) es la mayor contribución a una cuantificación inexacta.
1.
2.
3.
4.
medio atenuador
(paciente)
Cristal
1. Rayo detectado
2. Rayo dispersado detectado (Compton )
3. Rayo dispersado no detectado
4. Rayo absorbido no detectado (efecto fotoeléctrico )
1.
2.
3.
4.
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Depende de la energía del fotón emitido y la profundidad de la fuente
Depende de la geometría que debe atravesar el fotón antes de llegar aldetector (posición angular).
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En la práctica clínica
Decremento de cuentas en tejidos de alto coef. deatenuación.
Incremento de cuentas en tejidos de bajo coef. deatenuación.
Disminución de contraste
Errores en la cuantificación de actividad
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)exp()( 0 dCdC lmC0: conteos medidos sin atenuación
C(d): conteos medidos con atenuación en un medio de espesor d
ml: coeficiente de atenuación lineal
99mTc
El coeficiente de atenuación representael poder de atenuación del tejido.Depende de la densidad del tejido.
Generalmente se tabula ml parageometría de haz estrecho. En lapráctica la geometría es de haz ancho ydebe usarse ml,eff.
Cuando se realiza la corrección dedispersión puede usarse ml parageometría de haz estrecho
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Russel Folks, CNMT Emory University, 9/00
Atenuacion de la Mama
Actividad Extra-Cardíaca(Scatter-Compton / Resol. del Colimador )
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Tc-99m Sestamibi
Baja probabilidad de enfermedad coronaria
RetroproyecciónFiltrada
Reconstruccióm porML con correcciónde Atenuación, Scatter y Recuperaciónde la Resolución
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Método de Chang
Imágenes planares de Transmisión
Mapa de Atenuación con imágenes co-registradasSPECT/CT
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Método de post-procesamiento!.
Considera que la atenuación esuniforme (m es constante).
Se determina un valor promedio de losfotones eliminados por atenuación. Esimportante la selección del contorno
La imagen se reconstruye por el métodode FBP y se multiplica voxel a voxel porun factor de corrección CF
Está incluido en todos los sistemascomerciales
N
idN
CF
1
)exp(1
1
m
N: número de proyecciones
m: coeficiente de atenuación
d2
d1
d3
d4
di
m uniforme m depende de la región del cuerpo
muestreada, por ejemplo: tórax (mpulmones es 1/3 menor)
La cámara no discrimina si haypoca actividad o poca atenuación.
Se necesita una medición real de laatenuación
Mapa de corrección
modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney - Australia
m no uniforme
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D
i
ii xC
dC m0
)(ln
Se puede realizar una medición de la atenuación realizandoimágenes de transmisión (simultánea o secuencial).
Las cuentas registradas de una fuente sin el paciente presente (enaire) se usan como referencia (C0).
Presente en algunos sistemas comerciales
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Técnicas de Transmisión para SPECT
Fuente lineal fija con colimador en abanico
Fuente lineal con barrido
Fuente lineal o plana fija
Imágenes de Transmisión
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modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney – AustraliaPicker
ADAC
GE
Transmission Emission
Electronically Windowed Acquisition
modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney - Australia
barrido
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+-
Sin correcciónCon corrección
mapa de atenuación
modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney - Australia
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sistema de tomografíacomputarizada de rayos X (CT)incluida en el gantry (nodiagnóstico, 1 o más cortes).
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Dispersión de la radiación gamma (scattering)
1. Rayo detectado
2. Rayo dispersado detectado (efecto Compton )
3. Rayo dispersado detectado (dispersión coherente o dispersión de Rayleigh)
Cristal
medio dispersor
(paciente)
3
140 kev ± 20% Ventana
energética
1 2
Incremento del número de fotones detectados debido a malposicionamiento por interacción con los tejidos,
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Dispersión de la radiación gamma (scattering)
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FOTÓN DISPERSO PIERDE ENERGÍA: Se elimina parcialmente conla espectrometría.
UNA PARTE DEL SCATTER QUEDA BAJO EL FOTOPICO: es difícilde eliminar (hay diferentes métodos)
SCATTER ES MAYOR CUANTO MÁS MATERIAL DISPERSOR HAY
Produce cuantificaciones inexactas (actividad y dimensiones)
Reduce el contraste (para lesiones frías)
Empeora la resolución espacial para lesiones calientes (borroneanlos bordes)
Para estudios cardiológicos y cerebrales el 20% a 40% del total decuentas es radiación dispersa
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Factor de Build-up (dependiente o independiente deprofundidad)
Múltiple ventanas energéticas (ventana asimétrica,dual-windows, TEW)
Convolución-substracción y Transmisión dependientede convolución-substracción (TDCS)
Filtrado digital (Wiener, EWA)
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Descrito por King et al en 1992
colocar una ventana centrada enel fotopico y otra en la “regiónCompton”
La imagen corregida por efectode dispersión se obtiene siconocemos la fracción deradiación dispersa en el fotopico(k)
IMAGEN CORREGIDA = IMAGEN ADQUIRIDA – k*CS
Doble ventana (dual-windows)
IMAGEN ADQUIRIDA = CT + SC
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Introducido por Ogawa et al en 1991
colocar una ventana centrada en elfotopico y otras dos adyacentes en laszonas de altas y bajas energías. El áreade las ventanas adyacentes es igual ala ventana del fotopico.
Triple ventana (TEW)
IMAGENCORR: imagen corregida por dispersión
IMAGENADQ : imagen adquirida (incluye dispersión)
IMAGENLS : imagen adquirida en la ventana adyacente inferior
IMAGENUS : imagen adquirida en la ventana adyacente superior
donde:
IMAGENCORR = IMAGENADQ – IMAGENLS – IMAGENUS
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Triple ventana (TEW)
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RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN que es función de la distancia fuente – detector:
Se realiza aplicando filtro de Metz o Wiener.
RECUPERACIÓN DEL CONTRASTEdeteriorado por el Efecto del Volumen Parcial
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
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RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
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RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
Resolución del colimador
Rc = d + d x (b/a) ( modelo geométrico )
ae = afísica -2m1material del colimador
Rc = d x (ae + b + c)/ae
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RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
FWHM2 bidimensional = Rc
2 + Ri2
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RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
Efecto de volumen parcial
Un pequeño objeto solo ocupa parcialmente elvolumen definido por la resolución de lacámara. También el objeto puede moverse porfuera de esta región durante parte del tiempode imagen.
Como resultado el objeto se verá suavizado conun número de cuentas menor comparado con elobjeto original, pues las cuentas registradasserán el promedio de las cuentas reales y lascuentas de fondo y ocupando un volumenmayor
Volumen sensible
2FWHMTOMO axial
2FWHMTOMO trans
x
y
z
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RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
Efecto de volumen parcial
Resolución 11.6mm
6.35mm
38.1mm
21cm
9.53mm
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RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
Efecto de volumen parcial
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RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
Efecto de volumen parcial
El efecto del volumen parcial ocasiona una dificultad para medir laactividad absoluta utilizando SPECT
Pérdida de contraste: Si se estudian objetos de diferentes tamañosentonces los valores relativos pueden ser erróneos, por ejemplo lasestructuras centrales del cerebro son bastante pequeñas yaparentan tener menor actividad que la corteza.
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CORRECCIÓN DEL EFECTO DE VOLUMEN PARCIAL
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
Se utiliza un maniquí que simulelesiones calientes de diferentetamaño.
Corrección de atenuación ydispersión
Se calcula el coeficiente derecuperación de contraste (RC)
Curva de recuperación de contraste
fondo realcaliente zona real
fondocaliente zona
AA
AARC
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CORRECCIÓN DEL EFECTO DE VOLUMEN PARCIAL
OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA IMAGEN
Curva de recuperación de contraste
El valor de actividad se corrige multiplicando por RC, si se conocelas dimensiones del objeto
Para 3D, RC=RCxRCyRCz
Si bien el método funciona con maniquíes, la poca definición enobjetos in vivo limita el método.
No tiene sentido aplicar la corrección para objetos con dimensionesmenores en 3 ó 4 veces FWHM del sistema
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PARÁMETROS DE DESEMPEÑO
Sistemas Convencionales:
1. Resolución energética2. Uniformidad de campo inundado3. Linealidad espacial4. Linealidad diferencial de los ADC5. Linealidad integral de los ADC6. Resolución espacial7. Respuesta a la tasa de conteo
Sistemas tomográficos:
1. Espesor del corte2. Relación señal –ruido tomográfico3. Contraste tomográfico4. Uniformidad tomográfica5. Resolución tomográfica6. Linealidad de respuesta tomográfica7. Precisión en la cuantificación
tomográfica8. Precisión de la estimación del COR9. Sensibilidad tomográfica –corte y
volumen
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Bibliografía
IAEA Human Health Series no. 6. Quality Assurance for SPECT Systems.
2009
IAEA QUALITY CONTROL ATLAS FOR SCINTILLATION CAMERA
SYSTEMS. 2003
NEMA Standards Publication NU 1-2001. Performance Measurements of
Scintillation Cameras. National Electrical Manufacturers Association 2001
Programa Asistido de Capacitación a Distancia para Tecnólogos en
Medicina Nuclear. Heather E. Patterson y Brian F. Hutton. OIEA 2001.
Sorenson JA & Phelp ME. Physics in Nuclear Medicine, 3th edition, 2003.
Levi de Cabrejas, M. y coautores. Tomografía en Medicina Nuclear. Editado
por Comité de Instrumentación y Garantía de Calidad del ALASBIMN, 1999.
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