recuperación de contraste

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


¡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.


Ventajas del SPECT vs GG Planar. Contraste

Imagen

Planar

Corte

Tomográfico

Act.

Act.

No.Pixel

Perfiles

Señal/ Fondo SPECT > Planar


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


El o los detectores adquieren proyecciones a

medida que el detector gira alrededor del paciente


A partir de las proyecciones se reconstruyen los

cortes Transversales y a partir de estos, se calculan los cortes Sagitales y Coronales


Principios de los métodos de Reconstrución .

Método Analítico: Retroproyección filtrada (FBP)

Método Algebraico: Reconstrucción Iterativa


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


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.


?


Retroproyección


Retroproyección


Infinitas proyecciones



Retroprotección filtrada

Retroprotección simple


Filtros en tomografía usados en la FBP

El filtro rampahabitualmente se

acompaña por un filtrode ventana, para acotarlas altas frecuencias de

la imagen.


Retroprotección filtrada (FBP)



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


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


Reproyección

Solución

inicial

Diferencias relativas

Mínimo

Retroproyección

N

S

Solución final

E

M



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




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


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.


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).


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


)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


Russel Folks, CNMT Emory University, 9/00

Atenuacion de la Mama

Actividad Extra-Cardíaca(Scatter-Compton / Resol. del Colimador )


Tc-99m Sestamibi

Baja probabilidad de enfermedad coronaria

RetroproyecciónFiltrada

Reconstruccióm porML con correcciónde Atenuación, Scatter y Recuperaciónde la Resolución


Método de Chang

Imágenes planares de Transmisión

Mapa de Atenuación con imágenes co-registradasSPECT/CT


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


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


Técnicas de Transmisión para SPECT

Fuente lineal fija con colimador en abanico

Fuente lineal con barrido

Fuente lineal o plana fija

Imágenes de Transmisión


modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney – AustraliaPicker

ADAC

GE

Transmission Emission

Electronically Windowed Acquisition


barrido


+-

Sin correcciónCon corrección

mapa de atenuación



sistema de tomografíacomputarizada de rayos X (CT)incluida en el gantry (nodiagnóstico, 1 o más cortes).


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,


Dispersión de la radiación gamma (scattering)


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


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)


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


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


Triple ventana (TEW)


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


RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN





Resolución del colimador

Rc = d + d x (b/a) ( modelo geométrico )

ae = afísica -2m1material del colimador

Rc = d x (ae + b + c)/ae




FWHM2 bidimensional = Rc

2 + Ri2


RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE


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





Resolución 11.6mm

6.35mm

38.1mm

21cm

9.53mm









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.


CORRECCIÓN DEL EFECTO DE VOLUMEN PARCIAL


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


CORRECCIÓN DEL EFECTO DE VOLUMEN PARCIAL


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


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


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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