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7/26/2019 Folleto en Mn

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TOMGRAFOS DE EMISIN DE FOTONES

INTRODUCCIN

El objetivo de esta presentacin es explicar el principio de funcionamiento del equipo utilizado contrazadores emisores gamma en Medicina nuclear: el tomgrafo de emisin de fotones (con las

siglas SPEC del ingl!s "Single P#oton Emission Computerized omograp#$%&' a diferenciaprincipal entre la gammac)mara* es que esta proporciona +nicamente pro$eccionesbidimensionales de la distribucin del trazador que se #alla frente al detector* mientras que elSPEC permite la obtencin de cortes tomogr)ficos de la distribucin tridimensional del trazador'

TOMGRAFO DE EMISIN DE FOTONES

El SPEC consiste en una modificacin de una gammac)mara de forma que uno o m)s cabezalesdetectores giran alrededor de eje central para adquirir una serie de pro$ecciones de la distribucindel trazador en el interior del paciente* obtenidas desde diferentes )ngulos' , partir de estas pro-$ecciones* mediante el uso de algoritmos de reconstruccin* se realiza la reconstruccin de losdatos $ se obtiene la distribucin tridimensional del trazador en el organismo' Esta t!cnica evita el

problema de superposicin in#erente en las im)genes gammagr)ficas planares'COMPONENTES DE SPECT

.n SPEC est) formado por cabezales detectores montados sobre un soporte $ una estacin detrabajo' El soporte permite colocar el cabezal detector en cualquier orientacin alrededor delpaciente* mientras que en la estacin de trabajo se procesan $ se visualizan los datos adquiridos'

.n cabezal detector constitu$e un verdadero sistema de obtencin de imagen* $a que proporcionauna imagen de forma que cada punto del objeto se corresponde con un solo punto de la imagen'Cada cabezal detector consta* de un colimador $ un detector'


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1. Colimador

El colimador es un dispositivo que se antepone al detector $ que permite la llegada al cristaldetector de los fotones que inciden slo en una determinada direccin' /e esta forma* cada fotndetectado puede proceder de la desintegracin de cualquier )tomo del radiostopo que se

encuentre en la l0nea marcada por esta direccin' Por este motivo* la imagen que se obtiene es lapro$eccin de la distribucin del trazador en esa direccin'

El colimador se caracteriza por su resolucin espacial $ su sensibilidad' a resolucin espacial esla capacidad de discriminacin de dos puntos separados* mientras que la sensibilidad delcolimador es la relacin existente entre el n+mero de fotones que llegan a la superficie del detectorfrente a aquellos que inciden sobre el colimador'

ipos de colimadores* los de orificios m+ltiples $ los de apertura +nica o "pin#ole%'

a. Colimadores de orificios mli!les

Este tipo de colimadores est)n formados por una l)mina gruesa de un determinado material de altadensidad* generalmente plomo* en la que se encuentran distribuidos uniformemente una grancantidad de orificios' El material de la l)mina suele ser plomo* $ los orificios suelen estardistribuidos en una red #exagonal' El material que separa los orificios se denomina septo* $presenta una gran probabilidad de absorber los fotones que se dirigen al detector en una direccindiferente a la permitida por los orificios'

Existe gran variedad de colimadores caracterizados por: grosor de los septos $ n+mero* tama1o*longitud $ direccin de los orificios' os par)metros geom!tricos que definen el colimador influ$enen la sensibilidad $ resolucin del sistema colimador-detector' El grosor de los septos depende dela energ0a de los fotones que se van a detectar* siendo ma$or para los fotones de energ0as m)selevadas' Seg+n la direccin de los orificios* podemos tener:

Colimadores de orificios !aralelos

Presentan los orificios perpendiculares a la superficie del cristal detector* $ son los m)s utilizados'El tama1o de la imagen que se obtiene con ellos es independiente de la distancia entre el objeto $el detector' Sin embargo* la resolucin espacial del sistema disminu$e notablemente cuando elobjeto se aleja de la superficie del detector'


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Colimadores de orificios co"#er$e"es

Presentan los orificios inclinados focalizados a un punto ("conebeam%& o a una l0nea ("fanbeam%&del espacio del objeto' Estos colimadores proporcionan una imagen ampliada del objeto $ suelenemplearse para obtener im)genes de objetos de menor tama1o que el detector' Se utilizan enestudios cerebrales' Su inter!s radica en la ma$or sensibilidad que presentan frente a los de

orificios m+ltiples paralelos* $a que los fotones emitidos desde el objeto pueden ser detectados enuna zona ma$or del detector'

Colimadores de orificios di#er$e"es

Presentan los orificios inclinados focalizados a un punto posterior al plano imagen' Estoscolimadores pueden obtener la imagen de objetos de un tama1o ma$or que el tama1o del cristaldetector' Su resolucin es inferior a la de un colimador de orificios paralelos* $ su uso es mu$escaso'

%. Colimadores de a!er&ra "ica o '!i"(ole)

Se trata de un colimador con un orificio de tama1o peque1o que act+a como el diafragma de unac)mara obscura' Consta de dos partes diferentes* un cono truncado $ una pieza intercambiableque contiene un orificio que encaja en el extremo del cono' a base del cono se acopla al cabezaldetector $ la pieza del orificio se coloca en el v!rtice del cono' ,mbas piezas est)n construidas conun material de alta densidad que evita que la radiacin llegue al detector por un lugar distinto al delorificio' Estos colimadores se suministran con varias piezas intercambiables con distintos tama1osde apertura'


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*. Deecor

El detector se encuentra dentro del cabezal $ contiguo al colimador' Su funcin es detectar losfotones gamma que atraviesan el colimador* determinar la posicin de interaccin $ la energ0acedida en la interaccin' Consta de un cristal de centelleo en forma de l)mina* una gu0a de luz $ unconjunto de tubos fotomultiplicadores (2M&' odos estos elementos se encuentran en el interior de

un contenedor de material de alta densidad que act+a como blindaje frente a la radiacin externano deseada'

os sistemas SPEC constan de un detector de centelleo slido con una configuracin especial'Como sustancia luminiscente dispone de un cristal de centelleo en forma de una l)mina de 3a4(l&de un espesor entre 567 $ 869 de pulgada* de forma rectangular con una superficie de #asta ;;;cm' El cristal est) acoplado* por medio de una gu0a de luz* a un conjunto de 2M adosados querecubren toda la superficie del cristal' El equipo dispone de un elevado n+mero de 2M (entre 8< $5;=&' Cada cabezal detector se encuentra situado en el interior de un contenedor de material dealta densidad* que act+a como blindaje frente a la radiacin externa no deseada'

Cada 2M est) provisto de un circuito preamplificador que amplifica las se1ales que se generan

tras la interaccin de un fotn' as salidas de los 2M se env0an simult)neamente a un circuito deposicionamiento $ a un circuito suma* cu$a salida se conduce posteriormente #acia un analizadorde amplitud de impulsos' a se1al de salida de estos circuitos es digitalizada e introducida en unordenador'

os SPEC tienen un detector de cristal de centelleo (3a4(l&&* pero se utilizar)n detectores deestado slido o semiconductores #ec#os con $oduro de mercurio (>g4&* con teluro de cadmio(Cde& o bien de cadmio-zinc-teluro (C?& operando a temperatura ambiente' En estos detectoreslos ra$os gamma o ra$os @ generan directamente la imagen digital con menor resolucin deenerg0a' ,dem)s de su sensibilidad generan im)genes de gran resolucin $ contraste de campospeque1os* por ejemplo* para la identificacin del ganglio centinela $ la cirug0a radio-guiada'

AD+UISICIN DE UNA SECUENCIA DE PRO,ECCIONES

El dispositivo tomogr)fico permite el giro de los cabezales detectores alrededor del paciente seg+nun eje de giro paralelo al eje longitudinal del paciente que se encuentra sobre una camilla' /urantela rotacin* los cabezales pueden mantener la misma distancia al eje de giro* siguiendo unatra$ectoria circular alrededor del paciente* aunque tambi!n pueden seguir una tra$ectoria el0ptica oirregular resiguiendo el contorno corporal' os detectores* a lo largo de la tra$ectoria* vanadquiriendo una secuencia de pro$ecciones cada cierto )ngulo que depender) del n+mero depro$ecciones que queramos obtener* as0 como del intervalo angular que se desee cubrir' ,unquees suficiente recorrer un )ngulo de 59;A para poder reconstruir la distribucin del trazador*#abitualmente la tra$ectoria alcanza los 8B;A' a tra$ectoria de 59;A +nicamente se utiliza paraestudiar zonas que se encuentren cerca de la superficie corporal como son el corazn o la columna

vertebral'

,ntes de proceder a la adquisicin de la secuencia de pro$ecciones* deben decidirse lascondiciones en las que se realizar): el arco de la rotacin* el n+mero de pro$ecciones* el tama1ode la matriz* la amplificacin $ el tiempo de adquisicin por pro$eccin' a eleccin de estospar)metros depende de la exploracin que se va$a a realizar'


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RECONSTRUCCIN TOMOGR-FICA

.na vez adquiridas las pro$ecciones* se procede a la reconstruccin de la distribucintridimensional del trazador utilizando algoritmos de reconstruccin tomogr)fica' Se trata de resolverun problema inverso $a que queremos obtener la distribucin del trazador en un objeto que #adado lugar a las pro$ecciones que se #an adquirido con el tomgrafo'

Se est) buscando una distribucintridimensional a partir de pro$ecciones queson im)genes bidimensionales' a forma m)sextendida de resolver este problema complejoes reduci!ndolo a la resolucin de m+ltiplesproblemas m)s sencillos consistentes enobtener la distribucin del trazador en unaseccin transaxial del objeto partiendo de laparte de las pro$ecciones que le corresponde'Es decir una determinada fila de cada una delas pro$ecciones' >abitualmente* esta

informacin se agrupa en una imagen que sedenomina sinograma* en la que se apila una misma fila de todas las pro$ecciones' Se trata de unarepresentacin en la que el eje de abscisas se corresponde con la posicin en la fila (coordenada xde la pro$eccin& $ el eje de ordenadas con el )ngulo correspondiente a cada pro$eccin' aaplicacin de un algoritmo de reconstruccin a cada sinograma nos proporciona cada una de lassecciones transaxiales de la distribucin del trazador en el objeto'

.na vez obtenida la distribucin tridimensional del trazador* pueden visualizarse secciones encualquier orientacin* $a sea transaxial* sagital* coronal u oblicua'

CORRECCIN DE AS DEGRADACIONES DE A IMAGEN

/ebido a las degradaciones que afectan a las im)genes tomogr)ficas* para obtener im)genes querepresenten fielmente la distribucin del trazador* se debe efectuar la correccin de las mismas' /etodas formas* para una evaluacin visual de las im)genes es #abitual no realizar estascorrecciones o* a lo sumo* realizar la correccin de atenuacin' Sin embargo* cuando queremosobtener valores cuantitativos es conveniente efectuar todas las correcciones posibles'

1. Correcci/" de la ae"&aci/"

a atenuacin es un factor importante que afecta a la exactitud de los datos cuantitativos enSPEC* por lo que su correccin es esencial para la cuantificacin de estos estudios' Paracompensar la atenuacin de los tejidos* que no es uniforme* se utilizan los m!todos iterativos dereconstruccin que permiten la incorporacin de una distribucin de coeficientes de atenuacin

determinada previamente en la matriz de transicin' Para ello* es preciso adquirir datos detransmisin utilizando fuentes de radiacin externa o ra$os @' a distribucin de coeficientes deatenuacin se obtiene mediante la reconstruccin de los datos de transmisin'

os tomgrafos disponen de fuentes lineales* de 5=8d* que permiten la adquisicin adicionalsimult)nea de pro$ecciones de transmisin' os tomogr)ficos inclu$en un C* lo que permiteobtener la distribucin de coeficientes de atenuacin de una forma m)s perfecta' Esta opcinpermite adem)s fusionar la informacin funcional de las im)genes reconstruidas con la informacinmorfolgica que ofrece el C'


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a correccin de la atenuacin es particularmente +til en estudios card0acos en los que los distintosrganos alrededor del corazn (pulmn* #ueso* miocardio* etc'& presentan coeficientes deatenuacin mu$ distintos $ por tanto afectan significativamente la distribucin de fotones en laspro$ecciones'

*. Correcci/" de la dis!ersi/"

a deteccin de fotones dispersados conduce a una degradacin en la calidad de la imagen alreducir el contraste $ en la precisin cuantitativa' En im)genes de SPEC con DDmc* la proporcinde fotones dispersados frente a primarios se encuentra entre un ; $ un 7;' Por lo tanto* lacompensacin de la dispersin es importante tanto para una evaluacin visual como cuantitativa delas im)genes SPEC'

El m!todo de correccin utilizado es el m!todo de la triple ventana de energ0a' Se basa en laestimacin de la fraccin de fotones dispersados* detectados en la ventana del fotopico* a partir delos fotones detectados en dos ventanas de energ0a ad$acentes a la ventana del fotopico' acompensacin de dispersin se obtiene al restar la fraccin estimada de los datos adquiridos en laventana del fotopico'

0. Correcci/" de la res!&esa del sisema

a correccin de la respuesta variante con la distancia debe #acerse utilizando m!todos dereconstruccin iterativos* inclu$endo en la matriz de transicin la probabilidad de deteccin en cadap0xel de los fotones emitidos de un determinado vxel* teniendo en cuenta la respuesta impulsionalcorrespondiente a la distancia existente entre ellos' El softFare comercial disponible por parte delos diferentes fabricantes: ,stonis# (P>44PS&* Evolution (eneral Electric& $ 2las# 8/ (S4EME3S&'


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Tomo$rafa !or emisi/" de !osiro"es

INTRODUCCIN

a motivacin que impuls el dise1o de este equipo fue la obtencin de im)genes cl0nicas tanto deomograf0a por Emisin de Positrones (PE& como de omograf0a ,xial Computarizada (,C&*

alineadas con precisin* en un mismo tomgrafoG permitiendo correlacionar la informacin funcionaldel PE con la anatmica del ,C' ,dem)s* se consigui una reduccin del tiempo dedicado alestudio de transmisin* desde los ;-8; minutos con una fuente de B9e a menos de un minuto enun equipo ,C'

a fusin de las im)genes PE con las im)genes anatmicas* como la del ,C* se puede alcanzarutilizando programas espec0ficos de corregistro' Sin embargo* cuando se fusionan las im)genesPE con las im)genes ,C obtenidas en tomgrafos separados* aparecen diversos problemas'.na buena solucin es la adquisicin de los estudios metablico $ anatmico en el mismotomgrafo* en el que se combinen los componentes de los equipos PE $ ,C en un mismoestativo' Con esta combinacin* los estudios se adquieren de modo secuencial* con una diferenciam0nima de tiempo entre ambos* no se modifica el perfil de la camilla $ no es preciso reposicionar al

pacienteG aunque tambi!n pueden darse los movimientos involuntarios'

2ASES F3SICAS DE A PET

En la tomograf0a por emisin de positrones se detectan en coincidencia los fotones producidos enla aniquilacin de los positrones'

Deecci/" e" coi"cide"cia

os radion+clidos emisores de positrones tienen un d!ficit de neutrones en el n+cleo $ alcanzan laestabilidad por medio de una transformacin nuclear de un protn a un neutrn' Este procesoimplica la emisin de un electrn positivo o positrn (eH& $ de un neutrino (o&'

El espectro energ!tico del positrn depende de cada radion+clido* variando el valor m)ximo entrelos ;*B MeI para el 592 #asta los 8*7 MeI para el 9Jb' El positrn pierde su energ0a cin!ticainteractuando con el medio que le rodea #asta aniquilarse con un electrn* estando tanto elpositrn como el electrn pr)cticamente en reposo' a energ0a total es la suma de las masas enreposo de las dos part0culas ( K =55 LeI&* $ el momento total es cero' Siguiendo las le$es deconservacin de la masa $ de la energ0a* los dos fotones de aniquilacin (cada uno de =55 LeI&viajan en la misma direccin $ sentidos opuestos'

os dos fotones de aniquilacin se detectansimult)neamente por medio de un circuito decoincidencia* gener)ndose un suceso"verdadero%' ,l volumen entre los dos detectores

opuestos en coincidencia se le denomina"volumen de coincidencia%* $ a la l0nea que lesune "l0nea de coincidencia% que se defineelectrnicamente' .na ventaja importante de ladeteccin en coincidencia es que no precisa eluso de un colimador* en consecuencia lasensibilidad de un equipo PE es muc#o ma$orque la de una gammac)mara'


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TOMGRAFO PET

Maeriales deecores

os centelleadores inorg)nicos son los detectores usados com+nmente en los tomgrafos poremisin de positrones' a absorcin de la energ0a del fotn en la estructura del cristal produce una

transicin a un estado de ma$or energ0a* pudiendo volver al estado fundamental emitiendo fotonesde menor energ0a con un tiempo de desvanecimiento caracter0stico' Estos "fotones de centelleo%pueden ser detectados por el fotoc)todo de un tubo fotomultiplicador (2M&'

as caracter0sticas m)s importantes de los centelleadores para la PE son: la longitud deatenuacin* la eficiencia de deteccin* la probabilidad relativa de efecto fotoel!ctrico* la densidad*la luminosidad* el tiempo de desvanecimiento* la resolucin en energ0a* la longitud de onda de laluz emitida* el 0ndice de refraccin* las propiedades mec)nicas e #igroscpicas* la dureza frente ala radiacin* el coste $ la disponibilidad en el mercado' Entre estas caracter0sticas destacan lassiguientes relaciones:

a eficiencia intr0nseca est) relacionada con el n+mero atmico $ la densidad*

as resoluciones energ!tica $ espacial est)n asociadas a la cantidad de luzproducida* Para las aplicaciones con altas tasas de sucesos registrados* el tiempo de

desvanecimiento debe ser el m)s corto posible* permitiendo una buenaresolucin temporal de coincidencia $ minimizando los sucesos aleatorios*

a longitud de onda de la luz de centelleo debe corresponderse con la

respuesta del fotoc)todo* a coincidencia del 0ndice de refraccin del detector $ del 2M disminuir) la

refraccin* El rendimiento de los fotoelectrones producidos en el fotoc)todo depende de la

longitud de onda de la luz de centelleo (a menor longitud de onda #a$ m)sproduccin de fotoelectrones&' El fotodiodo de silicio* con una ma$or eficiencia*

es una alternativa al uso de 2M'

Co"fi$&raci/" del om/$rafo

a unidad b)sica en los tomgrafos PE es el bloque de cristales detectores' El bloque centelladorest) cortado en 9 K 9 cristales est)n acoplados a 7 2M' a luz compartida entre los 7 2M seutiliza para localizar el detector en el que #a interaccionado el fotn incidente' a profundidad delos cortes var0a para minimizar la probabilidad de solapamiento entre detectores contiguos' .nagran ventaja de esta configuracin es que un gran n+mero de elementos detectores son le0dos por7 2M* frente a un acoplamiento individual* manteniendo una elevada resolucin $ reduciendo elcoste' a utilizacin de tubos fotomultiplicadores con multi)nodo sensible a la posicin permitedeterminar la posicin con ma$or precisin* adem)s de la energ0a'

a disposicin de bloques detectores en un mismo plano configura los anillos detectores' Por otrolado* al aumentar el n+mero de bloques contiguos permite aumentar el n+mero de anillos $ elcampo axial de visin #asta los 5B o cm'

.na alternativa al bloque detector es el uso de detectores pixelados* en los que cristales depeque1o tama1o est)n fijados a una gu0a de luz continua en la que se sit+an los 2M'


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CARACTER3STICAS DE FUNCIONAMIENTO DE UN TOMGRAFO PET

os par)metros que caracterizan el funcionamiento de los tomgrafos PE son diversos* de entreellos destacan: la resolucin espacial* la sensibilidad* el comportamiento de las tasas de sucesos $

la fraccin de fotones dispersos'

Resol&ci/" es!acial

a resolucin espacial del tomgrafo* expresada como la anc#ura a mitad de altura de la funcinde dispersin de l0nea (2>M de la "line spread function%&* es el resultado de la combinacin ocontribucin de varios factores f0sicos o intr0nsecos* relacionados con la aniquilacin del positrn* $de otros factores instrumentales'

.no de los par)metros que m)s degradala resolucin del tomgrafo es la limitadaresolucin espacial intr0nseca del cristal

centellador' Para un equipo multicristal laresolucin est) relacionada con eltama1o del cristal (d&* siendo de d6 en eleje del tomgrafo $ degrad)ndose alalejarse #acia el l0mite del campo devisin'

El dise1o del equipo basado en unsistema de bloque detectores* en lugardel acoplamiento individual de loscristales a los tubos fotomultiplicadores*a1ade un factor adicional degradante de

la resolucin (b&' Este tendr) en cuentael error causado en la localizacin de lossucesos debido: a las fluctuacionesestad0sticas de las se1ales de fototubo* ala dispersin en el propio detector $ a lasimperfecciones en el esquemadecodificador del bloque'


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Se"si%ilidad

a sensibilidad representa la capacidad del tomgrafo PE para detectar los fotones deaniquilacin producidos al generarse un positrn dentro del campo de visin del equipo' Enconsecuencia* relaciona el ritmo en que las coincidencias verdaderas son detectadas (sucesos porunidad de tiempo& con la cantidad de radiactividad que #a$ dentro del campo de visin' a sensibili-

dad del tomgrafo es importante $a que est) relacionada con la calidad de la imagen $ el ruido dela misma'

a sensibilidad del equipo detector est) determinada por la combinacin de la eficiencia geom!trica$ la eficiencia intr0nseca' Nsta depende del material utilizado como detector* en cuanto a densidad*n+mero atmico $ espesor del cristal' Como la deteccin se realiza en coincidencia* la eficienciaintr0nseca es funcin del cuadrado de la eficiencia individual del cristal' Por ello* una mejora en lasensibilidad del cristal supone una mejora cuadr)tica en la sensibilidad del equipo'

a componente geom!trica de la eficiencia depende del )rea activa vista por los fotones de ani-quilacin* o )ngulo slido subtendido por el detector' En una situacin ideal* el sistema detectordeber0a rodear enteramente al sujeto* con una deteccin esf!ricaG sin embargo* la geometr0a m)s

sensible a nivel pr)ctico es la cil0ndrica'

RECONSTRUCCIN DE A IMAGEN , CORRECCIONES

/urante el proceso de reconstruccin tomogr)fico o previo a !ste* deben aplicarse una serie decorrecciones con el fin de optimizar la imagen final $ poder realizar medidas cuantitativas de laconcentracin del radiotrazador en el interior del organismo estudiado' ,s0* es necesario aplicar lacorreccin del tiempo muerto $ efectuar la calibracin o normalizacin de la respuesta de las l0neasde coincidencia' ,dem)s* se deben aplicar correcciones para sustraer las coincidencias aleatorias$ de dispersin* as0 como para compensar la atenuacin de los fotones'

Correcci/" de iem!o m&ero

El tiempo muerto es el tiempo precisado por el sistema de deteccin para procesar $ registrar unsucesoG durante ese tiempo no se pueden procesar ni registrar otros sucesos' En consecuencia* enel equipo PE la tasa de sucesos medidos ser) menor que la real' Sin embargo* estas p!rdidas desucesos slo son significativas para tasas "elevadas'

os tomgrafos incorporan m!todos para corregir el efecto del tiempo muerto' .n sistema com+nes reescalar la tasa de sucesos medida* bien a nivel de l0neas de coincidencia o a nivel global* enbase a relaciones matem)ticas derivadas emp0ricamente entre las tasas de sucesos medida $verdadera'


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Reco"sr&cci/" de la ima$e"

a correccin por coincidencias por dispersin $ la correccin de atenuacin se realizannormalmente en el espacio de los sinograma* despu!s de las correcciones de tiempo muerto $antes de la reconstruccin tomogr)fica de la imagen'

El primer algoritmo de reconstruccin es la retropro$eccin filtrada (2OP* "filtered bacL projection%&*que proporciona una estimacin de la distribucin / del radiotrazador cuando las pro$ecciones notienen ruido' En ella se realiza una transformacin de 2ourier de las pro$ecciones* se aplica unfiltro en rampa en el espacio de frecuencias* se realiza la transformada inversa $ se distribu$euniformemente (retropro$ectado& los datos filtrados en la matriz de reconstruccin' El filtro enrampa elimina el artefacto en estrella pero amplifica el ruido* con especial repercusin cuando laestad0stica es baja' Para compensar este efecto* se utilizan filtros pasa-bajos'

os algoritmos iterativos se fundamentan en la optimizacin (al maximizar o minimizar& una funcinobjetivo determinada por el algoritmo empleado' El objetivo se alcanza despu!s de varios procesosanal0ticos denominados iteraciones' Estos algoritmos permiten incorporar informacin a priori parauna reconstruccin de la imagen m)s precisaG informacin como el nivel de ruido* la atenuacin o

la dispersin' El algoritmo MEM ("maximum-liLeli#ood expectation maximization%& busca obtenerla reconstruccin de un corte tomogr)fico cu$a pro$eccin genere unos datos lo m)s parecidos alas pro$ecciones originales' En cada iteracin la imagen del corte se actualiza con un factormultiplicativo determinado por el cociente entre las pro$ecciones adquiridas $ las estimadas' Elm!todo proporciona una amplificacin mu$ baja del ruido $ no se pierde resolucin espacialG perorequiere normalmente un gran n+mero de iteraciones para la convergencia' Para acelerar esteproceso de convergencia el algoritmo SEM ("ordered-subsed expectation maximization%& agrupalas pro$ecciones en subgrupos* que inclu$en pro$ecciones uniformemente distribuidas alrededordel volumen del sujeto siendo el m)s utilizado actualmente en los equipos PE'

En una adquisicin en modo 8/* la reconstruccin de la imagen precisa una adecuacin $a que laspro$ecciones adquiridas sufren de un muestreo incompleto debido al campo finito axial del

tomgrafo' os datos que no #an sido medidos ("pro$eccin incompleta%& precisan ser recuperadosa partir de una primera estimacin de la imagen (reconstruccin / de los sinogramas directos&que es retropro$ectada en 8/' , continuacin la imagen $a puede reconstruirse por medio de unalgoritmo de retropro$eccin en 8/ (8/JP&'

os algoritmos de 8/ son complejos $ requieren un gran espacio de memoria' ,s0* en un equipomultianillo con 3 anillos detectores* en una adquisicin / el n+mero de sinogramas es de 3-5*mientras que en una adquisicin 8/ el n+mero de sinogramas oblicuos es de 3' Por ello espreferible reducir la informacin adquirida en 8/* o reordenarla ("re-binning%&* en sinogramas de/* $ a continuacin proceder a una reconstruccin de los datos con un algoritmo de /' Para lareordenacin de la informacin de los sinogramas oblicuos se #an propuesto diversos m!todos*siendo el m)s utilizado el 2JE ("2ourier re-binning%&* basado en la transformacin de 2ourier /

de los sinogramas oblicuos'


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a conjuncin de la reconstruccin iterativa con una convergencia acelerada (SEM& $ elreordenamiento 2JE #an propiciado que la reconstruccin iterativa sea factible en lasaplicaciones cl0nicas del PE' Con los algoritmos iterativos mejora la calidad de imagen $ enparticular* los artefactos de barras ("striLes%& que acompa1an todas las reconstrucciones con 2OP*pr)cticamente desaparecen en las reconstrucciones iterativas* asegurando una mejor calidad en eln+mero de cuentas en el interior de la zona de inter!s'

os algoritmos iterativos permiten incorporar informacin a priori para una reconstruccin de laimagen m)s precisa* como la informacin de la atenuacin ("attenuation Feig#ted%* ,-SEM&'Mejoras sucesivas de la imagen se #an conseguido incorporando las correcciones de sucesosaleatorios $ dispersos* modelizando la respuesta espacial de una fuente puntual (PS2& paraeliminar el error de paralaje descrito anteriormente* o inclu$endo la informacin del tiempo de vuelo(2&' Estas mejoras est)n incluidas en los algoritmos de reconstruccin implementados por losfabricantes de equipos PE obteniendo una mejor calidad de la imagen'

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