Download SPECT systems: basics, reconstruction and corrections

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 palabra
tomografía significa "dibujo del cuerpo".
Principio básico: Es una cámara gamma que rota alrededor del
paciente, produciendo una serie de imágenes planares que son
colectadas
durante la rotación. Estas imágenes son llamadas
proyecciones.
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Ventajas del SPECT vs GG Planar. Contraste
Act.
Imagen
Planar
Perfiles
Act.
Corte
Tomográfico
Señal/ Fondo
SPECT > Planar
No.Pixel
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SPECT vs GG Planar. La resolución espacial
En las imágenes planas, la resolución espacial es
fuertemente dependiente de la distancia.
•
En el SPECT es relativamente constante a través del corte e
igual 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 estructuras
tridimensionalmente
•
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El o los detectores adquieren proyecciones a
medida que el detector gira alrededor del paciente
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A partir de las proyecciones se reconstruyen los
cortes Transversales y a partir de estos, se calculan
los cortes Sagitales y Coronales
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Principios de los métodos de Reconstrución .
Método Analítico: Retroproyección filtrada (FBP)
Método Algebraico: Reconstrucción Iterativa
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Retroproyección filtrada (FBP)
Se calcula la 1-D FT
de cada proyección
 Se Multiplica la
transformada por
un filtro de
frecuencias
 Se calcula la FT
inversa
 Se obtiene la
retroproyección

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La retroproyección implica tomar las ctas. de la proyección y
proyectarlas en sentido contrario siguiendo la misma dirección
desde la cual se originaron. Como se desconoce el pto. exacto
desde donde se originaron las ctas., se distribuyen las ctas. de
forma homogénea a lo largo de está línea.
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?
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Retroproyección
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Retroproyección
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Infinitas proyecciones
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Retroprotección simple
Retroprotección filtrada
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Filtros en tomografía usados en la FBP
El filtro rampa
habitualmente se
acompaña por un filtro
de ventana, para acotar
las altas frecuencias de
la imagen.
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Retroprotección filtrada (FBP)
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Método Algebraico: Reconstrucción Iterativa
Ventajas:
Ideal para cuando hay efectos de atenuación, dispersión y
geométricos (resolución del colimador)
Solucion puede incorporar un conocimiento a priori de la
imagen image
Desventajas:
Consume significativas cantidades de memoria y tiempo
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Solución inicial arbitraria
E
Estimación de proyecciones
(reproyección)
Cálculo de diferencias relativas
entre de las proyecciones
estimadas y las adquiridas
Mínimo
S
Solución final
N
M
Estimación de una nueva
Iteración
solución (retroproyección)
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Reproyección
E
Diferencias relativas
Solución
inicial
Retroproyección
N
M
Mínimo
S
Solución final
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Método Algebraico: Reconstrucción Iterativa
ML-EM: Maximun Likelihood-Expectation Minimization
Maximiza la distribución de actividad estimada en el
cuerpo 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 Maximization
Emplea sólo algunos ángulos en cada reconstrucción.
Realiza los pasos de modo ordenado para incluir todos los
ángulos
Se logra la convergencia en 3-10 iteraciones
Tiempo computacional de pocos minutos
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FACTORES FÍSICOS QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN
Atenuación de
los fotones
Radiación Dispersa
(Scatter)
Resolución del
Colimador, afecta el
Efecto del Volumen Parcial
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Atenuación: reducción del número de fotones
detectados debido a la interacción con el tejido
N = No . e – m . Dd
m (para 140 keV en agua) = 0.153 cm-1
donde:
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.
Cristal
medio atenuador
(paciente)
1.
1.
2.
2.
3.
3.
1. Rayo detectado
2. Rayo dispersado detectado (Compton
)
4.
4.
3. Rayo dispersado no detectado
4. Rayo absorbido no detectado (efecto fotoeléctrico
)
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
Depende de la energía del fotón emitido y la profundidad de la fuente
Depende de la geometría que debe atravesar el fotón antes de llegar al
detector (posición angular).

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En la práctica clínica
Decremento de cuentas en tejidos de alto coef. de
atenuación.

Incremento de cuentas en tejidos de bajo coef. de
atenuación.


Disminución de contraste

Errores en la cuantificación de actividad
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C (d )  C0 exp( ml d )
El
coeficiente de atenuación representa
el poder de atenuación del tejido.
Depende de la densidad del tejido.
se tabula ml para
geometría de haz estrecho. En la
práctica la geometría es de haz ancho y
debe usarse ml,eff.
Generalmente
C0: conteos medidos sin atenuación
C(d): conteos medidos con atenuación en un
medio de espesor d
ml: coeficiente de atenuación lineal
99mTc
Cuando
se realiza la corrección de
dispersión puede usarse ml para
geometría de haz estrecho
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Atenuacion de la Mama
Actividad Extra-Cardíaca
(Scatter-Compton / Resol. del Colimador )
Russel Folks, CNMT Emory University, 9/00
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Retroproyección
Filtrada
Tc-99m Sestamibi
Baja probabilidad de
enfermedad coronaria
Reconstruccióm por
ML con corrección
de Atenuación,
Scatter y Recuperación
de la Resolución
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
Método de Chang

Imágenes planares de Transmisión
Mapa de Atenuación con imágenes co-registradas
SPECT/CT

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Método de post-procesamiento!.
Considera que la atenuación
uniforme (m es constante).
d1
es
d2
di
d3
Se determina un valor promedio de los
fotones eliminados por atenuación. Es
importante la selección del contorno
La imagen se reconstruye por el método
de FBP y se multiplica voxel a voxel por
un factor de corrección CF
Está incluido en todos los sistemas
comerciales
d4
CF 
1
1
N
N
 exp(md )
i
1
N: número de proyecciones
m: coeficiente de atenuación
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


m depende de la región del cuerpo
muestreada, por ejemplo: tórax (m
pulmones es 1/3 menor)
m uniforme
m no uniforme
La cámara no discrimina si hay
poca actividad o poca atenuación.
Se necesita una medición real de la
atenuación
Mapa de corrección
modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney - Australia
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


Se puede realizar una medición de la atenuación realizando
imágenes de transmisión (simultánea o secuencial).
Las cuentas registradas de una fuente sin el paciente presente (en
aire) se usan como referencia (C0).
Presente en algunos sistemas comerciales
ln  C (d )    mi Dxi
C0 

i
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Imágenes de Transmisión
Técnicas de Transmisión para SPECT
Fuente lineal con barrido
Fuente lineal o plana fija
Fuente lineal fija con
colimador en abanico
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ADAC
GE
Picker
modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney – Australia
Electronically Windowed
Acquisition
Transmission
Emission
barrido
modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney - Australia
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mapa de atenuación
+
Sin corrección
Con corrección
modificado de Hutton B – Westmead Hosp., Sidney - Australia
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
sistema
de
tomografía
computarizada de rayos X (CT)
incluida en el gantry (no
diagnóstico, 1 o más cortes).
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Dispersión de la radiación gamma (scattering)
Incremento del número de fotones detectados debido a mal
posicionamiento por interacción con los tejidos,
Cristal
140 kev ± 20%
1
2
Ventana
energética
3
medio dispersor
(paciente)
1. Rayo detectado
2. Rayo dispersado detectado (efecto Compton )
3. Rayo dispersado detectado (dispersión coherente o dispersión de Rayleigh)
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Dispersión de la radiación gamma (scattering)

FOTÓN DISPERSO PIERDE ENERGÍA: Se elimina parcialmente con
la espectrometría.

UNA PARTE DEL SCATTER QUEDA BAJO EL FOTOPICO: es difícil
de 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 (borronean
los bordes)

Para estudios cardiológicos y cerebrales el 20% a 40% del total de
cuentas es radiación dispersa
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



Factor de Build-up (dependiente o independiente de
profundidad)
Múltiple ventanas energéticas (ventana asimétrica,
dual-windows, TEW)
Convolución-substracción y Transmisión dependiente
de convolución-substracción (TDCS)
Filtrado digital (Wiener, EWA)
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Doble ventana (dual-windows)



Descrito por King et al en 1992
colocar una ventana centrada en
el fotopico y otra en la “región
Compton”
La imagen corregida por efecto
de dispersión se obtiene si
conocemos la fracción de
radiación dispersa en el fotopico
(k)
IMAGEN ADQUIRIDA = CT + SC
IMAGEN CORREGIDA = IMAGEN ADQUIRIDA – k*CS
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Triple ventana (TEW)


Introducido por Ogawa et al en 1991
colocar una ventana centrada en el
fotopico y otras dos adyacentes en las
zonas de altas y bajas energías. El área
de las ventanas adyacentes es igual a
la ventana del fotopico.
IMAGENCORR = IMAGENADQ – IMAGENLS – IMAGENUS
donde: 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
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Triple ventana (TEW)
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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN
RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN que es
función de la distancia fuente – detector:
Se realiza aplicando filtro de Metz o Wiener.

RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
deteriorado por el Efecto del Volumen Parcial

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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN

RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN
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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 -2m1material del colimador
Rc = d x (ae + b + c)/ae
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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN

RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN
FWHM2 bidimensional = Rc 2 + Ri 2
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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN



RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
Efecto de volumen parcial
Un pequeño objeto solo ocupa parcialmente el
volumen definido por la resolución de la
cámara. También el objeto puede moverse por
fuera de esta región durante parte del tiempo
de imagen.
Como resultado el objeto se verá suavizado con
un número de cuentas menor comparado con el
objeto original, pues las cuentas registradas
serán el promedio de las cuentas reales y las
cuentas de fondo y ocupando un volumen
mayor
Volumen sensible
z
2FWHMTOMO trans
2FWHMTOMO axial
y
x
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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN

RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
Efecto de volumen parcial
Resolución 11.6mm
6.35mm
9.53mm
38.1mm
21cm
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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN

RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
Efecto de volumen parcial
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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN

RECUPERACIÓN DEL CONTRASTE
Efecto de volumen parcial

El efecto del volumen parcial ocasiona una dificultad para medir la
actividad absoluta utilizando SPECT

Pérdida de contraste: Si se estudian objetos de diferentes tamaños
entonces los valores relativos pueden ser erróneos, por ejemplo las
estructuras centrales del cerebro son bastante pequeñas y
aparentan tener menor actividad que la corteza.
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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN
CORRECCIÓN DEL EFECTO DE VOLUMEN PARCIAL
Curva de recuperación de contraste

Se utiliza un maniquí que simule
lesiones calientes de diferente
tamaño.

Corrección
dispersión

Se calcula el coeficiente de
recuperación de contraste (RC)
de
atenuación
y
Azona caliente  Afondo
RC 
Areal zona caliente  Areal fondo
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OTROS FACTORES QUE AFECTAN LA CALIDAD DE LA
IMAGEN
CORRECCIÓN DEL EFECTO DE VOLUMEN PARCIAL
Curva de recuperación de contraste

El valor de actividad se corrige multiplicando por RC, si se conoce
las dimensiones del objeto

Para 3D, RC=RCxRCyRCz

Si bien el método funciona con maniquíes, la poca definición en
objetos in vivo limita el método.

No tiene sentido aplicar la corrección para objetos con dimensiones
menores en 3 ó 4 veces FWHM del sistema
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PARÁMETROS DE DESEMPEÑO
Sistemas Convencionales:
Sistemas tomográficos:
1.
2.
3.
4.
5.
6.
7.
1.
2.
3.
4.
5.
6.
7.
Resolución energética
Uniformidad de campo inundado
Linealidad espacial
Linealidad diferencial de los ADC
Linealidad integral de los ADC
Resolución espacial
Respuesta a la tasa de conteo
8.
9.
Espesor del corte
Relación señal –ruido tomográfico
Contraste tomográfico
Uniformidad tomográfica
Resolución tomográfica
Linealidad de respuesta tomográfica
Precisión en la cuantificación
tomográfica
Precisión de la estimación del COR
Sensibilidad tomográfica –corte y
volumen
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Bibliografía
 IAEA Human Health Series no. 6. Quality Assurance for SPECT Systems.
2009
 IAEA QUALITY CONTROL ATLAS FOR SCINTILLATION CAMERA
SYSTEMS. 2003
 NEMA Standards Publication NU 1-2001. Performance Measurements of
Scintillation Cameras. National Electrical Manufacturers Association 2001
Programa Asistido de Capacitación a Distancia para Tecnólogos en
Medicina Nuclear. Heather E. Patterson y Brian F. Hutton. OIEA 2001.


Sorenson JA & Phelp ME. Physics in Nuclear Medicine, 3th edition, 2003.
Levi de Cabrejas, M. y coautores. Tomografía en Medicina Nuclear. Editado
por Comité de Instrumentación y Garantía de Calidad del ALASBIMN, 1999.

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