Fundamentos del control de calidad en PET - UNSAMunsam.edu.ar/fisicamedica/wp-content/uploads/2013/10/CCalidadPET.… · Programa • Introducción • Tomografía por emisión de

Fundamentos del control de calidad en PET

Alejandro Valda

Taller teórico-práctico de medicina nuclear24 al 27 de junio de 2013

1miércoles 26 de junio de 2013

Programa

• Introducción

• Tomografía por emisión de positrones (PET)

‣ Principios

‣ Tipos de eventos registrados

‣ Adquisición de datos

‣ Detectores

‣ Resolución espacial

‣ Aspectos ligados a la cuantificación

• Ensayos de caracterización

‣ Estándares existentes

‣ Breve descripción de algunos ensayos


Introducción


Caracterización de desempeño

Ensayos normalizadosEnsayos de aceptación: determinar valores de referencia

(independientemente del fabricante)Controles de calidad periódicos:

• verificar la integridad operacional del sistema:‣ detectores‣ electrónica de adquisición

• mantener una alta (y consistente) calidad de imagen• minimizar las posibilidades de artefactos• mantener la exactitud cuantitativa• detectar tempranamente potenciales problemas• eliminar repetición innecesaria de estudios


Ensayos de caracterización

El desempeño se mide utilizando protocolos estandarizados.

• Identificación de parámetros que caracterizan las prestaciones del equipo (cámara PET)

• Definición de dichos parámetros de manera clara y definición de un procedimiento de medición

• Desarrollo de herramientas (fantomas) y de ensayos sólidos para la evaluación de diferentes tipos de equipos

Interpretar y predecir resultados de estudios realistas in vivo.

La definición de un protocolo involucra:


Tomografía por emisión de positrones (PET)

administración del radiofármaco marcado con emisor de positrones(11C, 15O, 13N, 18F)

cámara de positrones

reconstrucción y tratamiento de imágenesmodelado de procesos biomédicos

Información funcional


Centro PET integral

cámara PET o PET-TC

radiofarmacia

B

V (t)

ciclotrón


Adquisición típica PET-TC

Topogram

CT PET

Spiral CT

ACF

Emissionscan

Emissionimages

µ-Image

CT Images

Fused PET/CT

Habib ZaidiDivision of Nuclear MedicineGeneva University HospitalGeneva, [email protected]

Library of Congress Control Number: 2005931370

ISBN-10: 0-387-23854-9 e-ISBN 0-387-25444-7ISBN-13: 978-0387-23854-8

Printed on acid-free paper.

! 2006 Springer Science!Business Media, Inc.All rights reserved. This work may not be translated or copied in whole or in part without thewritten permission of the publisher (Springer Science!Business Media, Inc., 233 Spring Street,New York, NY 10013, USA), except for brief excerpts in connection with reviews or scholarlyanalysis. Use in connection with any form of information storage and retrieval, electronicadaptation, computer software, or by similar or dissimilar methodology now known or hereafterdeveloped is forbidden.The use in this publication of trade names, trademarks, service marks, and similar terms, even ifthey are not identified as such, is not to be taken as an expression of opinion as to whether or notthey are subject to proprietary rights.

Printed in Singapore. (SPI/KYO)

9 8 7 6 5 4 3 2 1

springeronline.com

Quantitative analysis in nuclear medicine imaging, H Zaidi ed. (2006)

Tiempo de estudio cuerpo completo: aprox. 15 minutos.


Imágenes anatómicas y funcionales registradas

age position of the thoracic cage over 30 minutesor more. This may lead to mis-registration ofpulmonary nodules between the two modalitiesparticularly in the peripheries and at the bases ofthe lungs where differences in position may ap-proach 15 mm.38 Misregistration may be mini-mized by performing the CT scan during normalexpiration.39,40 It has been noted that deep inspira-tion during CT acquisition can lead to deteriorationof the CT attenuation-corrected PET image withthe appearance of cold artifacts and can even leadto the mis-positioning of abdominal activity intothe chest41 (Figs 10 and 11). CT acquisition duringnormal expiration minimizes the incidence of suchartifacts and also optimizes coregistration of ab-dominal organs.High-density contrast agents, eg, oral contrast

(Fig 12), or metallic objects (Fig 13) can lead to anartifactual overestimation of activity if CT data areused for attenuation correction.42-48 Such artifactsmay be recognized as such by studying the uncor-rected image data. Low-density oral contrastagents can be used without significant artifact16,17or the problem may be avoided by using water asa negative bowel contrast agent. Algorithms havebeen developed to account for the overestimationof activity when using CT-based attenuation cor-rection that may minimize these effects in thefuture.48

The use of intravenous contrast during the CTacquisition may be a more difficult problem. Sim-ilarly, the concentrated bolus of contrast in thelarge vessels may lead to overcorrection for atten-uation, particularly in view of the fact that theconcentrated column of contrast has largely dissi-pated by the time of the PET acquisition. This maylead to artifactual hot spots in the attenuationcorrected image45 or quantitative overestimation of

Fig 10. Coronal CT attenuation-corrected 18FDG scan dem-onstrating an apparent loss of activity at the level of thediaphragm (arrow) due to differences in breathing patternsbetween the CT and PET scans.

Fig 11. Coronal fused 18FDG PET (CT attenuation correc-tion) and CT demonstrating a liver lesion that has been“misplaced” into the lung base due to differences in breath-ing patterns between CT and PET scans.

Fig 12. Coronal 18FDG PET with CT attenuation correction(left), fused PET/CT (center) and CT (right). High densitybowel contrast from a previous barium examination leads toover correction in the PET image with an artifactual increasein bowel activity.

128 COOK, WEGNER, AND FOGELMAN

TC diagnósticaPET (corrección de atenuación con TC)

registro y fusión PET y TC

G J R Cook, E A Wegner and I Fogelman; Seminars in Nuclear Medicine, XXXIV (2), 122-133, 2004


PET: principios


Decaimiento β+

18O8

18F9

p → n + e+ + ν

L ~ mm(en agua o

tejido blando)

e+

Ejemplo: 18F → 18O + β+ + ν


Decaimiento β+: detección en coincidencia

18O8

18F9

p → n + e+ + ν

L ~ mm(en agua o

tejido blando)

e+e–detector detector

volumen de coincidencias(colimación electrónica)

circuito de coincidencia(Δtcoinc ∼ 10 ns)

fotón de aniquilación(511 keV)


señal lógica de coincidencias, señales de energía

Ejemplo: 18F → 18O + β+ + ν


Más acerca de la emisión β+

La energía de los positrones emitidos se distribuye dentro de un espectro continuo entre 0 y una energía máxima dada por el Q del decaimiento.

La distancia en la cual un positrón se detiene (alcance o rango) depende de su energía y del medio en el que interactúa. Para el 18F el alcance en agua es del orden del milímetro mientras que para 82Rb es de varios milímetros.

La emisión de los fotones de aniquilación no es exactamente colineal debido a la energía cinética residual antes de la aniquilación. En agua la distribución angular es casi gaussiana con valor medio 180º y ancho a mitad de altura de ~0,5º


Espectro de emisión β+

Espectros teóricos de energía cinética de emisión de positrones (espectros normalizados)




La distancia en la cual un positrón se detiene (alcance o rango) depende de su energía y del medio en el que interactúa. Para 18F el alcance en agua es del orden del milímetro mientras que para 82Rb es de varios milímetros.

La emisión de los fotones de aniquilación no es exactamente colineal debido a la energía cinética residual antes de la aniquilación. En agua la distribución angular es casi gaussiana con valor medio 180º y ancho a mitad de altura de ~0,5º


Energías y alcances de positrones en agua

* RMS (root mean square o raíz del valor cuadrático medio) es otro indicador de la distribución de los puntos de aniquilación para el caso de una fuente puntual. Es más apropiado que el alcance máximo debido al camino tortuoso del positrón y que el FWHM de la distribución debido a la forma “picada” de la misma (ver más adelante).Physics in Nuclear Medicine, 3ra edición; S Cherry, J A Sorenson, M E Phelps; Elsevier, 2003Pat Zanzonico, Positron “Emission Tomography: A Review of Basic Principles, Scanner Design and Performance, and Current Systems”, Seminars in Nuclear Medicine, vol XXXIV, No 2 (April), 87-111; 2004

Isótopo Energía máxima (MeV)

Alcance máximo (mm)

RMS* (mm)

18F 0,635 2,4 0,2

11C 0,96 3,9 0,4

13N 1,19 5,1 0,6

15O 1,72 8,0 0,9

68Ga 1,9 8,9 1,2

82Rb 3,35 18 2,6


Distribución de puntos de aniquilación

Aunque la probabilidad de emisión con baja energía es pequeña, la aniquilación es más probable en el centro de la distribución. Esto puede ser explicado por la dispersión múltiple.

Levin and Hoffman, Phys Med Biol, 44, 781–799; 1999




La distancia en la cual un positrón se detiene (alcance o rango) depende de su energía y del medio en el que interactúa. Para 18F el alcance en agua es del orden del milímetro mientras que para 82Rb es de varios milímetros.

La emisión de los fotones de aniquilación no es exactamente colineal debido al impulso lineal residual antes de la aniquilación. En agua la distribución angular es casi gaussiana con valor medio 180º y ancho a mitad de altura de ~0,5º


Tomografía por emisión de positrones: principio

detector detector

circuito de coincidencia

volumen de coincidencias

e+e–



El número de coincidencias detectadas “es proporcional” al número de aniquilaciones que se producen dentro del volumen de coincidencias

integral de la actividad a lo largo de un camino



Desplazando un par de detectores opuestos entre sí que detecten la tasa de eventos en coincidencia, es posible obtener un conjunto de proyecciones paralelas de la actividad (también llamado perfil de proyección de actividad) a lo largo de la dirección de desplazamiento.

detector detector

dire

cció

n de

de

spla

zam

ient

o

tasa de coincidencias

desp

laza

mie

nto

detector detector

detector detector



Se procede a la toma de otras proyecciones paralelas pero, esta vez, a diferentes ángulos.A partir de este conjunto de proyecciones paralelas tomadas alrededor del objeto sería entonces posible realizar una reconstrucción tomográfica de la distribución de la actividad.

detector

detector

dire

cció

n de

desp

laza

mie

nto

tasa de coincidencias

desp

laza

mie

nto

detector

detector

detector

detector

rotación del par antes de reiniciar el desplazamiento


Principio PET con tiempo de vuelo (TOF)

detector detector

medición de Δt

e+e–

511 keV511 keV

Δx

Δx = cΔt2

c = 30 cmns

Para Δt = 0,5 ns, resulta Δx = 7,5 cm


PET: Tipos de eventos registrados


Tipos de eventos:coincidencias verdaderas (true)

detector detector



a la computadora de adquisición y procesamiento

punto de aniquilación


Tipos de eventos:Individuales (single)

detector detector






Tipos de eventos:Individuales (single)

detector detector






Tipos de eventos:Dispersados (scattered)

detector detector





dispersión Compton


Tipos de eventos:Coincidencias accidentales (random)

detector detector




puntos de aniquilación


PET: Adquisición de datos


Cámara PET

circuito decoincidencia

computadora

líneas de coincidencia

anillo de detectoresanillo de detectores

camilla

fotones de aniquilación

línea de coincidencia


Campo de visión transaxialEn un plano transaxial el número de detectores en coincidencia puesto con uno dado, define un “abanico de coincidencias” o de líneas de respuesta (LORs). La circunferencia tangente a los límites de todos los abanicos define el campo de visión (FOV) transaxial del sistema. Sin embargo, si la reconstrucción de la imagen se lleva a cabo en una matriz cuadrada, el campo de visión puede ser menor (cuadrado inscripto en la circunferencia).

Superposición de todos los abanicos (32). Sólo se muestran los límites de cada uno de ellos.

Sistema con anillo de 32 detectores. LORs asociadas al abanico definido por el detector 0 y sus 13 opuestos.

límite del FOV máximo (circular)

límite del FOV cuadrado inscripto


Línea de respuesta (LOR) y sinograma

Una LOR está representada por un punto en el sinograma: φ se define de tal manera que la LOR sea perpendicular al eje s. La magnitud asignada al punto del sinograma es la integral de la señal a lo largo de la LOR.

sinograma: espacio s-φ


Transformación de coordenadas

X

Y LOR

S

U

M

x

y

us

φ

Las coordenadas del punto M en el sistema X-Y se relacionan con las del sistema S-U por medio de una rotación:

o equivalentemente:

La integración asociada a la LOR se realiza a lo largo de la variable u (todos los puntos de la LOR). Por la definición de φ, s permanece constante en esta integración:

p(s,φ) = du f (x, y)−∞

∞

∫


Matriz de rotación

En forma matricial las ecuaciones anteriores se pueden escribir como:

donde R y R’ son matrices de rotación. Una transformación es la inversa de la otra, lo cual puede verificarse por el hecho de que el producto de R por R’ es igual a la identidad.

Por otra parte, se pueden verificar las siguientes propiedades que posee toda matriz de rotación R:

(conservación de la norma del vector transformado)(la inversa es igual a la traspuesta)


Conjunto de LORs particulares

LORs paralelas:

LORs que pasan por un mismo punto:

(¡sinograma!)


Adquisición en modo “2D”

cortes “directos”

cortes “cruzados”

El número de anillos de detectores determinan el campo de visión axial.

septos de blindaje entre anillos

blindaje exterior

cuatro anillos de detectores

Dos tipos de planos imagen o cortes:



Δ = 0 Δ ≤ ±1

Δ: máxima diferencia entre anillos para considerar coincidencias que participen a un mismo plano imagen

ZRD

RD

FOV


Problema 2D

distribución del trazador 3Df(x,y,z) corte 2D

f(x,y)

proyección de rayos paralelos (1D)

p(xr,φ)

f(x,y,z)

p(xr,φ)

Xr

p(xr,φ)Xr

X

Y

-Yr

φ


Problema 3D

θφ

rr

r

xyz

⎛

⎝

⎜⎜⎜

⎞

⎠

⎟⎟⎟=

− sinφ − cosφ sinθ cosφ cosθcosφ − sinφ sinθ sinφ cosθ0 cosθ sinθ

⎛

⎝

⎜⎜⎜

⎞

⎠

⎟⎟⎟

xryrzr

⎛

⎝

⎜⎜⎜

⎞

⎠

⎟⎟⎟

p(xr , yr ,θ,φ) = dzr f (x, y, z)−∞

∞

∫

La proyección a lo largo de una LOR se escribe ahora como:

siendo la transformación de rotación 3D:

distribución del trazador 3D

f(x,y,z)

proyección de rayos paralelos (2D)

p(xr,yr,θ,φ)



Adquisición sin septos entre anillos de detectores.

El número de detectores en juego es máximo en el centro.


Configuraciones de adquisición

S R Cherry, J A Sorenson, M E Phelps; Physics in Nuclear Medicine (3rd ed); Philadelphia, PA, Saunders; 2003

cámaras γ en coincidencia

anillo completo

anillo parcial

cristales segmentados

cristales continuos

cristales curvoshexagonal

hexagonal

⎫⎬⎭

⎫⎬⎭


PET: Detectores


Cristal centellador

energía de la radiación

radiación X, γ, aniquilación(~10 a 511 keV)

visible(1,6 a 3,2 eV

o780 a 390 nm)


Centellador ideal

Buena conversión de la energía de las partículas ionizantes en luz:

rendimiento luminoso:

Energía luminosa proporcional a energía depositada

Tiempo característico de decaimiento (T) breve

Transparente a su propia luz

Índice de refracción cercano al del vidrio

Facilidad de fabricación, estabilidad, etc.


Detector de centelleo: fotodetector

- ojo- emulsión fotográfica- tubo fotomultiplicador- fotodiodo

fotodetector

energía depositada

carga eléctrica

acoplamiento óptico

cristal

Ej.: NaI(Tl) T = 230 ns tintegración = 2⋅T (87 %)

ampl

itud

de la

señ

al

12008004000tiempo (ns)


Interacciones en el centellador

μ = f(ρ,Z,E0 ) Interacciones:-Rayleigh- efecto fotoeléctrico (τ)- efecto Compton (σ)- formación de pares electrón - positrón (κ)

E0

μ: coef. de atenuación linealμ-1: camino libre medio

Al aumentar μd aumenta la eficiencia intrínseca de detección

E0d

μ


Interacciones en el centellador

(G F Knoll, Radiation Detection and Measurement)

μ = f(ρ,Z,E0 )


Tubo fotomultiplicador

Ganancia:

δ: multiplicación electrónica por dínodon: número de dínodos

esquema eléctrico


Configuración de detectores en PET

• análisis temporal• análisis espectral• electrónica de coincidencia (Tcoinc)

detector detector


Detector en bloque

AB

CD

X

Y

Physical Principles and Technology of Clinical PET Imaging, DW Townsend, Annals Academy of Medicine, 33, 2004.

Bloque segmentado de centellador (BGO, LSO, LYSO, GSO, ...) acoplado ópticamente a cuatro TFMs.

Localización de la interacción determinada por la distribución de luz entre los TFMs.

Las ranuras, de profundidad variable, actúan como guías de luz para mejorar la exactitud en la localización.


Centellador “ideal” para PET

• Alto coeficiente de atenuación lineal:

‣ Alto número atómico efectivo

‣ Alta densidad

• Decaimiento rápido

• Alto rendimiento luminoso

• Buena compatibilidad espectral con el fotodetector

• Ausencia de fluorescencia retardada, ausencia de radiactividad intrínseca, ...

alta eficiencia de detección


Alto coeficiente de atenuación lineal

• Al aumentar μ puede disminuir el tamaño del detector y así redundar en una mejora de la resolución espacial del sistema.

• Un buen cociente

(fotofracción) es necesario para tener una buena eficiencia de fotopico.

µ fotoeléctrico

µ





‣ Alta densidad





‣ alta resolución temporal‣ bajo tiempo muerto


Decaimiento rápido

• Un centellador rápido permite reducir la ventana de coincidencias. Esto repercute en el rechazo a la detección de coincidencias casuales y, por lo tanto, a una mejora en la relación señal/ruido de la imagen.

• Un decaimiento suficientemente rápido hace factible la medición de tiempo de vuelo para mejorar la relación señal/ruido en la imagen.

detector detector





‣ Alta densidad





alta resolución en energía (rechazo del scattering)

Umbrales de energía típicos: 350 keV (BGO) y 420 keV (LSO/LYSO)





‣ Alta densidad




• Ausencia de fluorescencia retardada, ausencia de radiactividad intrínseca, no higroscópico, facilidad de producción, robusto, bajo costo, etc.


Centelladores usados (o potencialmente a ser usados) en PET

SCINTILLATORS IN PET 263

Table 1 PET-scintillator candidates

These selection criteria do not guarantee efficient scintillation. On

interaction with radiation energetic electrons are produced. These in turn

produce more electrons and holes. After thermalization these have to travel

to the luminescence centres. The efficiency of the transport is difficult to

predict. There can easily be loss due to all kinds of defects in the crystals.

The light yields in Table 1 are mainly defined by this loss. In the PWO

compounds a very small fraction of the deposited energy results in

density

g/cm3

attenuation

length at

511 keV

mm

photoel

effect%

light

yield

phot/

MeV

dec

time

ns

emission

max

nm

ref

Bi4Ge3O12

(BGO)

7.1 10.4 40 9,000 300 480 9,10

Lu2SiO5:Ce

(LSO)

7.4 11.4 32 26,000 40 420 11-12

LYSO 13

LuAlO3:Ce

(LuAP)

8.3 10.5 30 11,000 18 365 14-18

LuYAP 8,000 21

(65%)

19

Lu2Si2O7:Ce

(LPS)

6.2 14.1 29 20,000 30 380 20

Lu2S3:Ce 6.2 13.8 28,000 32 590 21

Gd2SiO5:Ce

(GSO)

6.7 14.1 25 8,000 60 440 22, 23

PbWO4 (PWO) 8.3 8.7 42 200 15 420 24

PWO: Mo,Y 600 ~15 ~500 25

PWO :Mo,Nb 400 ~10-

103

~500 26

LaCl3:Ce 3.86 28.0 14.7 46,000 25

(65%)

350 27

LaBr3:Ce (5-

30%)

5.07 22.3 13.1 70,000 16

(97%)

380 28

LuI3:Ce (5%) 5.6 18.2 28 90,000 6-140

(72%)

103

(28%)

472, 535 29,30

C W E van Eijk; Radiation Detectors for Medical Applications, Springer, S. Tavernier et al. (eds.), 259–274 (2006)


PET: Resolución espacial


Factores que afectan la resolución espacial

• Intrínsecos

‣ recorrido del positrón

‣ no colinealidad en la emisión de los fotones de aniquilación

• Instrumentales

• Algorítmicos: aplicación de filtros en el proceso de reconstrucción tomográfica


Factores instrumentalesTamaño de detectores

función de respuesta geométrica para dos detectores en coincidencia

Densidad de muestreo

Cruce de detector

amínima distancia de muestreo: a/2

LOR registrada

recta de emisión

aniquilación

interacción Compton

LOR registrada

aniquilación

Interacciones múltiples en los detectores


Función de respuesta al impulsoIlustración de la función de respuesta transaxial en PET suponiendo funciones gaussianas.

YX

Z

XX

Z

Y

XRespuesta

en el centro del

FOV

Respuesta fuera del

centro del FOV


Definición de resoluciones espaciales (adquisición 2D)

resolución radial (FWHM)

resolución tangencial (FWHM)

función de respuesta transaxial (2D)función de respuesta axial(1D)

de un plano transaxial

espesor del corte (FWHM):~resolución axial

eje de la cámara


Resolución espacial del sistema

Rsistema ≈ Rdet2 + Ralcance

2 + Rcolinealidad2

donde: RdetRalcanceRcolinealidad

FWHM asociado a los detectores

FWHM asociado al alcance del positrón en la materia (RMS)

FWHM asociado a la emisión no colineal de los fotones de aniquilación

Esta expresión no tiene en cuenta la contribución asociada al algoritmo de reconstrucción. Como regla general, a medida que decrece el número de eventos detectados en una imagen, mayor suavizado hay que aplicar a la misma con la consiguiente degradación en la resolución espacial.

Adición en cuadratura de los anchos característicos de las diversas funciones de respuesta (independientes entre sí).


PET: Aspectos ligados a la cuantificación


Normalización

Objetivo:Corrección tendiente a compensar variaciones en la eficiencia de detección de cada uno de los detectores (del orden de la decena de miles).

fuente lineal rotatoria

Nij =nij

< n >

detector i

detector j

tasa de coincidencias entre los detectores i y j

nij

coeficiente de normalización para el par de detectores i y j

Nij

valor medio de los < n > nij

ncorr ij =nmed ijNij

La forma de corregir los datos medidos es entonces:

Método directo para encontrar los coeficientes de normalización


Coincidencias casuales

1

2

ncc 12 = Δtcoinc ⋅ns 1 ⋅ns 2tasa de coincidencias casuales entre los detectores 1 y 2

ncc 12tasa de detección de eventos individuales en el detector 1

ns 1

tasa de detección de eventos individuales en el detector 2

ns 2

Δtcoinc ventana de coincidencias

casuales

verdaderas

concentración de actividad

tasa de coincidenci

as

La radiación puede incluso llegar desde fuera del FOV.


Corrección de coincidencias casuales

i

j

ncc ij = Δtcoinc ⋅ns i ⋅ns j

A las coincidencias totales detectadas en la LORij se le sustraen las coincidencias casuales. Éstas se pueden estimar a partir de dos métodos:•Utilizando la expresión:

a partir de la medición de las tasas de eventos individuales nsi y nsj.

•Utilizando el método de las coincidencias retardadas que consiste en medir las coincidencias que se producen en una ventana de tiempo ΔTcoinc, de igual valor al usado en las coincidencias ordinarias, pero centrada en un instante muy superior al tiempo en el que dos fotones coincidentes puedan llegar a producir una coincidencia verdadera entre los detectores i y j.

LORij


Atenuación

detector 1 detector 2

punto de absorción o de dispersión en el medio material entre los detectores

P1 = e−µd1

Probabilidad de que el fotón emitido en la dirección del detector 1 llegue al mismo sin interactuar en el medio:

d1 d2

dP2 = e−µd2

Ídem para el fotón en la dirección del detector 2:

La probabilidad de que ambos lleguen sin interactuar (eventos independientes entre sí) es:

P = P1 ⋅P2 = e−µd1e−µd2 = e−µ(d1 +d2 ) = e−µd ¡independiente de d1 y d2!

La atenuación depende entonces de μ y de la longitud total de material a lo largo de la LOR.

μ


Efecto de la atenuación en PET

cilindro uniformemente marcado

imagen del plano de corte del cilindro

la periferia aparece más intensa por el problema

de la atenuación

necesidad de corregir los datos(corrección de atenuación):

ej. con TC


Corrección de atenuación

Conociendo (en realidad ) para cada LORij, es posible corregir en forma

exacta las pérdidas por atenuación. En efecto, si nmed ij es la tasa de coincidencias medidas a lo

largo de la LORij, la tasa de coincidencias verdaderas (ncv ij) resulta:

µ(x)dxLOR ij∫µ ⋅dij

ncv ij = nmed ij ⋅ eµ(x )dx

LOR ij∫

≡ nmed ij ⋅ Aij

donde el factor Aij es independiente del sitio en el que se produce la aniquilación. Vemos entonces que, a diferencia de lo que ocurre en SPECT, el problema de la emisión (es decir el problema asociado al hallazgo de la distribución de la fuente emisora de radiación) se encuentra desacoplado del problema de la atenuación. Esto es lo que permite, en principio, realizar una corrección exacta para compensar las pérdidas por atenuación en PET.


Métodos de corrección de la atenuación

Estimación teórica:Conociendo la geometría y el coeficiente de atenuación (promedio) del objeto:En la clínica esta aproximación sólo es aplicable razonablemente en estudios de cabeza.

Medición directa:Medición utilizando una fuente emisora de positrones externa al paciente. Consta de dos etapas: adquisición “en vacío” (blank scan) y adquisición o estudio de transmisión.

µ ⋅dij

Mediciones estimadas:•Utilizando una fuente externa de 137Cs (emisor gamma con Eγ = 662,6 keV).

•A partir de una imagen de tomografía por rayos X (CT, con EX promedio ~100 keV) corregistrada con la imagen PET.

detector detector

detector detector ntr ij = n0 ij e− µ(x )dxLOR ij∫

n0 ijAij =

n0 ijntr ij

en vacío:

transmisión: }


Ensayos de caracterización


Interés de los ensayos normalizados

• Permiten una comparación directa entre cámaras de diferentes orígenes

• Proveen protocolos detallados de caracterización

• Proveen una base objetiva para las pruebas de aceptación

• Proveen valores de desempeño de referencia, necesarios para contrastar con los ensayos periódicos de control de calidad o ensayos posteriores a cambios importantes en el equipamiento (reparaciones o actualizaciones)


Fundamentos de los ensayos

• Mediciones realizadas sin alterar las condiciones básicas de funcionamiento clínico del sistema, ej.:

‣ ventana de energía

‣ ventana temporal de coincidencias

• Aislar y medir una única característica física de la cámara(baja actividad, para evitar coincidencias fortuitas, tiempo muerto y apilamiento de pulsos)

• Utilización de un único radioisótopo, 18F (bajo Q, accesibilidad, solubilidad en agua)


Ensayos normalizados

• NEMA standard (National Electrical Manufacturers Association)

‣ SNM task group 1991

‣ NU 2‐1994 contexto temporal: 2D, cabeza, FOV limitado

‣ NU 2‐2001 contexto temporal: 3D, oncología CC, FOV axial > 17 cm

‣ NU 2‐2007 contexto temporal: PET/CT, popularización LSO/LYSO

‣ NU 4‐2008 destinado a PET preclínicos (pequeños animales)

• IEC standard (International Electrotechnical Commission)Radionuclide imaging devices ‐ Characteristics and test conditions. Part 1: Positron emission tomographs; IEC 61675‐1 (1998) e IEC 61675‐1.1 (2008). Próxima revisión estimada para octubre 2013.

• IAEA (International Atomic Energy Agency) standardQuality assurance for PET and PET/CT systems (2009)


GUIDELINES

Acceptance testing for nuclear medicine instrumentation

Ellinor Busemann Sokole & Anna P!achcínska & Alan Britten &

on behalf of the EANM Physics Committee

Published online: 5 February 2010# EANM 2010

Keywords Quality control . Quality assurance .

Acceptance testing . Nuclear medicine instrumentation .

Gamma camera . SPECT. PET. CT. Radionuclide calibrator .

Thyropid uptake probe . Nonimaging intraoperative probe .

Gamma counting system . Radiationmonitors .

Preclinical PET

Introduction

These recommendations cover acceptance and referencetests that should be performed for acceptance testing ofinstrumentation used within a nuclear medicine department.These tests must be performed after installation and beforethe instrument is put into clinical use, and before finalpayment for the device. These recommendations must beconsidered in the light of any national guidelines andlegislation, which must be followed. The recommendationscover the types of test to be performed, but they do notspecify the procedures to be followed, which are availablefrom other reference sources quoted.

Acceptance testing is extremely important, as it canaffect the whole life performance of a system. The

requirement that acceptance testing be performed shouldbe included in the purchase agreement of an instrument.This agreement should specify responsibilities regardingwho does acceptance testing, the procedure to be followedwhen unsatisfactory results are obtained, and who suppliesthe required phantoms and software. A specific time slotmust be allocated for performing acceptance tests.

Acceptance and reference tests

Acceptance tests are performed to verify that the instrumentperforms according to its specifications. Each instrument issupplied with a set of basic specifications. These have beenproduced by the manufacturer according to standard testprocedures, which should be traceable to standard proto-cols, such as the NEMA and IEC performance standards[1–4, 11, 30, 37]. By following the standard procedures inthe clinical setting, with support from the vendor supplyingthe special phantoms and software where necessary,specifications can be verified. Some acceptance tests areessential performance tests that should be repeated on eithera routine or a periodic basis, and these acceptance testsprovide reference data that the user can refer to during thewhole life of the system. In addition to acceptance tests thatverify specifications, additional tests are usually required atacceptance in order to more thoroughly test individualcomponents of an instrument, and these are referred to hereas reference tests. Reference tests may reveal a problemwith performance that needs to be corrected by themanufacturer before the system is accepted. Some referencetests are simpler versions of the acceptance tests, usingphantoms or devices available within the department. Theresults of all tests made at acceptance form the baselinereference data for all future quality control tests.

E. Busemann Sokole (*)Department of Nuclear Medicine, Academic Medical Centre,Amsterdam, The Netherlandse-mail: [email protected]

A. P!achcínskaDepartment of Nuclear Medicine, Medical University,"ódz, Poland

A. BrittenDepartment of Medical Physics and Bioengineering,St. George’s Healthcare NHS Trust,London, UK

Eur J Nucl Med Mol Imaging (2010) 37:672–681DOI 10.1007/s00259-009-1348-x

Table 5 X-ray CT – as part of PET/CT and SPECT/CT systems (acceptance tests for diagnostic applications)

Test Purpose Acceptance Reference

CT(ACC)1. Physical inspection To check the CT scanner part of the PET/CT or SPECT/CT system for shippingdamage and production and design flaws

X

CT(ACC)2. X-ray CT scanneracceptance

The CT scanner is an X-ray device that must be checked according to nationalradiation safety legislation under the direction of the appropriate radiation protectionadviser and medical physics expert for diagnostic radiology; acceptance tests willinclude those for performance as well as those for radiation safety

X X

CT(ACC)3. CT numberaccuracy

To check the accuracy of the CT numbers X X

CT(ACC)4. PET/CT or SPECT/CT image registration

To check that PET or SPECT data and CT data are accurately superimposed forattenuation correction and image fusion

X

Table 4 Acceptance testing for PET. Full normalization and gantry calibration (PET/CT) must precede the acceptance testing. Equipment type:whole-body positron emission tomograph (fixed and mobile systems)

Test Purpose Acceptance Reference

PET(ACC)1. Physicalinspection

To check the total system for shipping damage (e.g. gantry, console, computer, displaydevices) and production and design flaws

X

PET(ACC)2. Computerclock

To verify the correct time of day of the data acquisition and processing computer X

PET(ACC)3. PETsensitivity

To define the rate at which coincidence events are detected in the presence of radioactivesources at activity levels where count rate losses are negligible

X [11] X

PET(ACC)4. PETuniformity

To describe the ability to measure the same activity independent of location within theimaging field of view

X [11] X

PET(ACC)5. Spatialresolution

To measure the intrinsic spatial resolution (full-width at half-maximum and full-width attenth-maximum) according to NEMA and compare with the manufacturer’s specification

X [11] X

PET(ACC)6. Count rateperformance

To measure the count rate as a function of (decaying) activity over a wide range ofactivities; Peak NEC value and corresponding count rate should be compared with themanufacturer’s specification; true, random and scatter count rates and scatter fractioncould be determined for future reference

X [11] X

PET(ACC)7. Image quality(not mandatory)

To determine the hot and cold spot image quality of the standardized image qualityphantom described in the NU 2-2007 document [11]; this test is to measure recoverycoefficients and signal to noise ratio performance of the imaging system

X

676 Eur J Nucl Med Mol Imaging (2010) 37:672–681

Recomendaciones EANM:ensayos de aceptación


GUIDELINES

Routine quality control recommendations for nuclearmedicine instrumentation

On behalf of the EANM Physics Committee:Ellinor Busemann Sokole & Anna P!achcínska & Alan BrittenWith contribution from the EANM Working Group onNuclear Medicine Instrumentation Quality Control:Maria Lyra Georgosopoulou & Wendy Tindale & Rigobert Klett

Published online: 4 February 2010# EANM 2010

Keywords Quality control . Quality assurance . Nuclearmedicine instrumentation . Gamma camera . SPECT. PET.

CT. Radionuclide calibrator . Thyroid uptake probe .

Nonimaging intraoperative probe . Gammacounting system .

Radiation monitors . Preclinical PET

Introduction

These recommendations cover routine quality control (QC)of instrumentation used within a nuclear medicine depart-ment. Routine QC testing starts after installation of theinstrument, and after acceptance testing, and continues on aregular basis throughout its lifetime. Additional periodictests may be carried out to provide more in-depth testing.Recommendations for acceptance testing are covered in aseparate document. These recommendations must be con-sidered in the light of any national guidelines and legislation,which must be followed. The recommendations cover thetypes of tests to be performed, and suggested frequencies,but they do not specify the protocols to be followed, whichare available from other reference sources quoted.

Acceptance and reference tests

After installation, and before it is put into clinical use, anuclear medicine instrument must undergo thorough andcareful acceptance testing, the aim being to verify that theinstrument performs according to its specifications and itsclinical purpose. Each instrument is supplied with a set ofbasic specifications. These have been produced by themanufacturer according to standard test procedures, whichshould be traceable to standard protocols, such as theNEMA and IEC performance standards [1–4, 11, 17, 30,37]. By following such standard protocols in the clinicalsetting, with support from the vendor for supplyingphantoms and software where necessary, specificationscan be verified and baseline performance data created.Additional tests are usually also needed in order to more

E. Busemann Sokole (*)Department of Nuclear Medicine, Academic Medical Centre,Amsterdam, The Netherlandse-mail: [email protected]

A. P!achcínskaDepartment of Nuclear Medicine, Medical University,"ódz, Poland

A. BrittenDepartment of Medical Physics and Bioengineering,St. George’s Healthcare NHS Trust,London, UK

M. Lyra GeorgosopoulouDepartment of Radiology, Radiation Physics Unit,University of Athens,Athens, Greece

W. TindaleMedical Imaging and Medical Physics,Sheffield Teaching Hospitals,Sheffield, UK

R. KlettNuclear Medicine Practice, Faculty of Medicine,University of Giessen,Giessen, Germany

Eur J Nucl Med Mol Imaging (2010) 37:662–671DOI 10.1007/s00259-009-1347-y

Recomendaciones EANM:controles de calidad periódicos

Table 2 Routine QC tests for PET and PET/CT. Equipment type: coincidence, scintillator system (fixed and mobile systems)

Test Purpose Frequency Comments

PET1. Physical inspection To check gantry covers in tunneland patient handling system

Daily Inspect for mechanical and other defects thatmay compromise safety of patient or staff

PET2. Daily QC To test and visualize properfunctioning of detector modules;visual inspection of 2-D sino-grams (automated)

Daily To be performed with point or rod sourceswithout attenuating object inside scannerfield of view

PET3. Uniformity To estimate axial uniformityacross image planes 1![max] byimaging a uniformly filledobject

After maintenance/newsetups/normalization

To be also performed after software upgradeor changes; the object could be a 20-cmdiameter 68Ge cylinder, or a refillablecylinder with 18F

PET4. Normalization To determine system response toactivity inside the field of view

Variable(at least six-monthly)

Frequency of test depends on systemreliability and service; must be performedafter firmware upgrade and hardwareservice; use phantoms and instructions asrecommended by manufacturer

PET5. Calibration To determine calibration factorfrom image voxel intensity totrue activity concentration

Variable(at least six-monthly)

Must follow a new normalization; follow themanufacturer’s procedures

PET6. Spatial resolution To measure spatial resolution ofpoint source in sinogram andimage space

Yearly Use a 18F point source (nonstandard) orlinear source

PET7. Count rateperformance

To measure count rate as afunction of (decaying) activityover a wide range of activities

After new setups/normalization/recalibrations

To include count loss correction; andspecific measurements of: (a) total/random/scatter/net true coincidences, and (b) noiseequivalent count rate

PET8. Sensitivity To measure the volume responseof the system to a source ofgiven activity concentration

Monthly Perform according to NEMA NU2 standardswith a set of sleeved rod sources [11]; analternative method is given in NEMA-NU21994

PET9. Image quality To check hot and cold spot imagequality of standardized imagequality phantom

Yearly According to NEMA NU2 image qualitytest [11]; required after system installation,not mandatory during clinical operation

Table 3 X-ray CT – as part of PET/CT and SPECT/CT (for diagnostic purposes)

Test Purpose Frequency Comments

CT1. X-ray CT – daily Daily procedures Daily Follow manufacturer’s procedures for dailyuse, and guidance from the medical physicsexpert for diagnostic radiology

CT2. X-ray CT – numbers To determine CT numberaccuracy

Monthly CT number accuracy: water and air

CT3. X-ray CT – alignment To determine 3-D alignmentvector of PET or SPECTand CT field of view

At least monthly Manufacturer provides alignment phantom; tobe also performed after major service

CT4. X-ray CT –performance

To check CT performanceand radiation exposure

As advised by the radiationprotection adviser and medicalphysics expert for diagnosticradiology

The CT scanner is an X-ray device that must bechecked according to national radiation safetylegislation under the direction of the appro-priate radiation protection adviser and medi-cal physics expert for diagnostic radiology

666 Eur J Nucl Med Mol Imaging (2010) 37:662–671


QUALITY ASSURANCE FOR PET AND PET/CT SYSTEMS

INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCYVIENNA, 2009

IAEA HUMAN HEALTH SERIES No. 1

Recomendaciones OIEA


Sistemática de los protocolos (NEMA/OIEA)

• Consideraciones generales

• Propósito

• Frecuencia (OIEA)

• Materiales y metodología

‣ Definición de términos

‣ Fuente radiactiva: actividad sugerida, geometría, fantoma, etc.

‣ Colección de datos

‣ Procesamiento de datos

• Análisis de datos

• Informe de los resultados

• Tolerancias sugeridas (OIEA)

• Acciones correctivas (OIEA)


Resolución espacial

• Fuente “puntual” en aire

• Tiempo muerto y coincidencias casuales < 5 %

• 6 posiciones

• Reconstrucción:

‣ FBP (rampa)

‣ tamaño de píxel < 1⁄3 al FWHM esperado

• Informar:

‣ Perfiles

‣ FWHM y FWTM radial, tangencial y axial

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Ejemplo: resolución transaxial 2D (NU 2‐1994)

Fuente:Solución de 18FActividad: 1,8 MBq (50 μCi)Tubo capilar en acero inoxidableΦext : 0,15 cmLongitud: 21 cmVolumen 0,08 ml (aprox.)

Adquisición:Número de eventos en el plano: 65000 (aprox.)Matriz de reconstrucción: 64×64 píxelesTamaño de píxel: 0,5 mm de ladoReconstrucción: FBP, filtro rampa hasta la frecuencia de Nyquist.

Perfil típico que pasa por el máximo de la imagen reconstruida (fuente centrada en el FOV). Se indica también el procedimiento de obtención del FWHM por interpolación lineal de los.


Ejemplo: resolución espacial 2D (NU 2‐1994)


Sensibilidad

• Capacidad de la cámara para detectar tasa de coincidencias verdaderas por unidad de actividad en el FOV, en ausencia de un medio atenuador. Se expresa en s-1/kBq

• Sucesivas mediciones con una fuente lineal (70 cm) uniforme, con actividad conocida (baja), rodeada por diversos medios atenuadores de espesores conocidos.

• La sensibilidad sin absorbentes se obtiene por extrapolación

• Dos posiciones: axial y a 10 cm del eje (paralela al mismo)

• Pérdidas por tiempo muerto < 1% y tasa de coincidencias casuales < 5 %


Sensibilidad: fuente y resultados típicos

48

Increase wall thickness by adding the next smallest sleeve and repeat the acquisition, until acquisitions with all sleeves have been made.

To check the variation of sensitivity within the FOV, perform acquisitions as above for phantoms and line sources at 10 cm offset from the central axis.

For systems capable of acquisition in both 2-D and 3-D, measurements should be performed in both modes.

On systems that can provide measurements of the randoms rate by acquiring data in separate prompt and delayed coincidence windows, the randoms rate may be subtracted, thus permitting the true-events-only

TABLE 4. DIMENSIONS OF THE SENSITIVITY MEASUREMENT PHANTOMS

Tube No. IDa (mm) ODb (mm) Thickness (mm) Length (mm)

1 3.9 6.4 1.25 700

2 7.0 9.5 1.25 700

3 10.2 12.7 1.25 700

4 13.4 15.9 1.25 700

5 16.6 19.1 1.25 700

a ID: internal diameter.b OD: outer diameter.

FIG. 14. A sensitivity measurement phantom: (a) schematic diagram, (b) actual phantom viewed end-on.

48

Increase wall thickness by adding the next smallest sleeve and repeat the acquisition, until acquisitions with all sleeves have been made.

To check the variation of sensitivity within the FOV, perform acquisitions as above for phantoms and line sources at 10 cm offset from the central axis.

For systems capable of acquisition in both 2-D and 3-D, measurements should be performed in both modes.

On systems that can provide measurements of the randoms rate by acquiring data in separate prompt and delayed coincidence windows, the randoms rate may be subtracted, thus permitting the true-events-only

TABLE 4. DIMENSIONS OF THE SENSITIVITY MEASUREMENT PHANTOMS

Tube No. IDa (mm) ODb (mm) Thickness (mm) Length (mm)

1 3.9 6.4 1.25 700

2 7.0 9.5 1.25 700

3 10.2 12.7 1.25 700

4 13.4 15.9 1.25 700

5 16.6 19.1 1.25 700

a ID: internal diameter.b OD: outer diameter.

FIG. 14. A sensitivity measurement phantom: (a) schematic diagram, (b) actual phantom viewed end-on.

Quality assurance for PET and PET/CT systems; IAEA (2009)

50

The system sensitivity, Stot, is then obtained by dividing the unattenuated count rate, RCORR,0, by the total radioactivity, Acal:

Stot = RCORR,0/Acal (9)

The same procedure is followed for the measurements obtained when the phantom and line source are offset 10 cm from the central axis.

The axial sensitivity profile is calculated using the data from the acquisition with the smallest sleeve, for the position at 0 cm offset. Using the corrected count rates, RCORR,1,i, for the slices and the total count rate, RCORR,1, the axial sensitivity for slice i is obtained using the following formula:

Si = (RCORR,1, i/RCORR,1)Stot (10)

A sensitivity profile can be obtained by plotting Si against slice number. Maximum and minimum values can be recorded. Typical plots of axial sensitivity profiles in 2-D and 3-D are shown in Fig. 15.

5.1.2.6. Suggested tolerances

The system sensitivity for 2-D and 3-D modes should be equal to or greater than the vendor’s specifications.

The uniformity of the axial sensitivity profile is usually not specified by the vendor.

Slice Slice

Cou

nts

(s–1!k

Bq–1

)

Cou

nts

(s–1!k

Bq–1

)

FIG. 15. Typical axial sensitivity profiles in (a) 2-D and (b) 3-D.


Ejemplo: sensibilidad 2D (NU 2‐1994)

Sensibilidad transaxial 2D por plano

Sensibilidad depende de factores geométricos y físicos del sistema de detectores y de la atenuación en el volumen de emisión.

En esta norma, se utiliza un fantoma cilíndrico (20 cm de diámetro) con solución radiactiva acuosa.

Cambia también ligeramente la definición de sensibilidad:

Tasa de coincidencias verdaderas (no dispersadas) por unidad de concentración de actividad (ver unidades en el gráfico).


Fracción dispersada y desempeño en conteo

• Estas mediciones proporcionan una indicación de la sensibilidad de la cámara a detectar radiación dispersada y de las capacidades de conteo de la cámara en función de la actividad: las coincidencias casuales y los eventos dispersados son las principales fuentes del error estadístico en PET.

• Fuente y posicionamiento:

52

(1) The preferred method, method A, which requires the measurement of random coincidences, by means of either a delayed event window or a calculation based on single detector event rates. This method allows estimates of scatter fraction as a function of count rate. It is the required method for scanners with intrinsic background event counts that cannot achieve a ratio of randoms to true events of less than 1.0%.

(2) An alternative method, method B, for systems that are unable to measure the rate of random coincidences.

The instructions that follow apply to method A, unless otherwise noted.

5.1.3.2. Frequency

This test must be done by the qualified medical physicist at the time of acceptance testing, as part of end-of-warranty tests and whenever it is suspected that the detector system performance may have changed significantly.

5.1.3.3. Materials

The phantom used for testing is composed of a plastic line source, of internal diameter 3.2 ± 0.2 mm (or 1/8 in) and outside diameter 4.8 ± 0.2 mm (3/16 in), and a plastic cylinder (polyethylene, of density 0.96 ± 0.01 g/cm3) whose dimensions are illustrated in Fig. 16.

The cylinder is traversed from end to end by a hole, 6.4 ± 0.2 mm in diameter, which is parallel to the axis and at a radial offset of 45 ± 1 mm, to contain the line source.

Since the weight of the cylinder is more than 20 kg, it is usually made up of several parts. These parts must be assembled tightly to avoid scatter-free paths through the phantom to the detectors.

FIG. 16. NEMA scatter fraction phantom.

53

The radionuclide used is 18F and it should be uniformly distributed in the central 700 ± 5 mm part of the line source. The line source should then be sealed at each end. Note that the results will be affected if radioactivity in the source extends more than 5 mm from the end of the phantom.

The initial radioactivity should be recommended by the manufacturer; relatively high levels of radioactivity are usually specified, to exceed the radio-activity concentration associated with peak NEC. Excessive radioactivity can yield erroneous results on LSO and LYSO scanners due to the crystal afterglow.

The initial radioactivity used to fill the line source is then carefully measured using a radionuclide radioactivity calibrator (dose calibrator), and the time of measurement recorded.

The line source is then inserted into the scatter phantom, placed on the patient bed as shown in Fig. 17, with the line source positioned nearest to the bed. The centre of the phantom must be positioned in the axial and transaxial directions to within 5 mm of the centre of the PET scanner.

5.1.3.4. Data acquisition

Tomographic acquisitions must be performed at time intervals of less than half the half-life of the radionuclide, t1/2.

The vendor is expected to provide an acquisition protocol that adequately samples the peak of the NEC curve. Ideally, an acquisition should be made every 15 min or less, around the peak of the NEC curve. To aid in determining

203 ± 3mm Linesource

45 mm

Centre of thephantom, positionedat centre of the FOV

Patient bed

FIG. 17. Positioning of the scatter phantom on the patient bed.


Tiempo muerto y capacidad de conteo

PDT (%) = 100 1−nverdaderas+dispersadas

nesperadas

⎛

⎝⎜⎞

⎠⎟


Ejemplo para medición de uniformidad

Grilla con 177 regiones de interés (1cm×1 cm) por corte transaxial utilizada para la caracterización de uniformidad. La grilla se muestra superpuesta sobre la imagen reconstruida de un cilindro uniformemente marcado (Φ=20 cm).

Coeficientes de no-uniformidad de máximos (NUMax) y mínimos (NUMin) y coeficiente de variación (CV) para cada corte transaxial (según

Definida en NU 2‐1994 y considerada en documento OIEA.


Calidad de la imagen

Fantoma de torsoIEC/NEMA (2001, 2007)

~24

cm

~30 cm

66

individual slices and selecting the transverse image in which the hot and cold spheres are visualized with the highest contrast. The same slice shall be used for all spheres. Circular ROIs shall be drawn on each hot and cold sphere. The diameter of the ROI shall have a diameter that is as close as possible to the inner diameter of the sphere that is measured. The ROI analysis tool should take into account partial pixels and permit movement of the ROI in increments of 1 mm or less. Regions of interest of the same sizes as the ROIs drawn on the hot and cold spheres shall be drawn in the background of the phantom on the slice centred on the spheres. Twelve 37 mm diameter ROIs shall be drawn throughout the background at a distance of 15 mm from the edge of the phantom but no closer than 15 mm to any sphere (Fig. 23).

ROIs of the same sizes as the smaller spheres (10, 13, 17, 22 and 28 mm) should be drawn concentric to each of the 37 mm ROIs on the background region. The same set of background ROIs shall also be drawn on the slices as close as possible to +2 cm, +1 cm, –1 cm and –2 cm on either side of the central slice. A total of 60 background ROIs of each size, 12 ROIs on each of five slices, shall be drawn. The locations of the ROIs must be the same in each of the replicate scans. The average counts in each background ROI shall be recorded. The per cent contrast QH,j

for each hot sphere j is calculated as:

QH,j = 100[(CH,j – CB,j)/CB,j]/[(aH – aB)/aB] (28)

where CH,j is the average number of counts in the ROI for sphere j, CB,j is the average of the background ROI counts for sphere j, aH is the radioactivity

FIG. 23. Image quality analysis: Placement of background regions of interest. This diagram is not to scale.

• !"#$%&'($)*+,-&.$+,'$/0+--12$)*+,-&.

• 3+-+$+0456/6-6&,• 7&-$/)*121/8$9:;$9<;$9=;$>>$..$6'

*&-$/)*121/$+0-6?6-($@$+,'$A$B$%+0CD2&5,'• #&E'$/)*121/8$>@;$<=$..$6'• F5,D$6,/12-• G6.5E+-1'$+0456/6-6&,$9::0.$6,$H:.6,

I$J$H:.6,$K$9::0.$B$!L• M1)1+-$+0456/6-6&,$-*211$-6.1/• M10&,/-250-$5/6,D$0E6,60+E$)2&-&0&E

!.+D1$N5+E6-(

>AK:OK>:9> <<P"I$Q&2C/*&)$R2&,6,D1,

• Simulación de lesiones, cuerpo completo.

• El ensayo depende de la combinación de características de la cámara

• Condiciones de adquisición según protocolos clínicos

• Contempla los algoritmos de corrección de datos y la reconstrucción de la imagen


Ejemplo de ensayo de calidad de imagen(fantoma alternativo)


Documents

Fundamentos del control de calidad en PET - UNSAMunsam.edu.ar/fisicamedica/wp-content/uploads/2013/10/CCalidadPET.… · Programa • Introducción • Tomografía por emisión de