public.1999 - Universidad Nacional de San Martín

Universidad Nacional de General San Martín
Proyecto Final Integrador
FUNDAMENTOS DE LA CORRECCIÓN DE
ATENUACIÓN EN LA TOMÓGRAFIA POR
EMISIÓN
Coordinadora : Lic. Amalia Pérez
Profesor : TMN Roberto Galli
Alumna : M. Camila Russo
Fecha de entrega:20/12/05
1
INDICE :
1- INTRODUCCIÓN
2- INTERACCIÓN DE LA RADIACIÓN EN LOS ESTUDIOS DE MN
2.1 Isótopos emisores gamma
2.2 Isótopos emisores de positrones
3-EL PROBLEMA DE LA ATENUACIÓN EN LOS ESTUDIOS DE MN
3.1 Atenuación y scatter
3.2 El problema de la atenuación en el diagnostico
4-METODOS DE CORRECCIÓN DE ATENUACIÓN EN TOMOGRAFIA POR
EMISIÓN DE FOTÓN ÚNICO (SPECT)
4.1 Métodos de corrección uniforme
4.2 Fuentes externas de transmisión (método de corrección no uniforme)
4.3 Combinaciones SPECT/TC
4.4 Fusión de imágenes en SPECT
5-METODOS DE CORRECCIÓN DE ATENUACIÓN EN TOMOGRAFIA POR
EMISIÓN DE POSITRONES (PET)
5.1 Fuentes externas de transmisión
5.2 PET/TC
5.3 Fusión de imágenes en PET
6- CORRECCIÓN DE SCATTER Y METODOS DE RECONSTRUCCION
6.1 Corrección de scatter
6.2 Métodos de reconstrucción
7-CONCLUSION
8-BIBLIOGRAFIA
2
1- Introducción
Los fotones emitidos por los isótopos de la medicina nuclear convencional así como los
dos fotones emitidos cuando se produce la aniquilación en PET, sufren al atravesar el
tejido el fenómeno de atenuación.
La atenuación implica una disminución en las cuentas detectadas y por lo tanto de
información durante la adquisición del estudio. Habrá entonces una relativa
sobrestimación de la actividad en órganos cercanos a la superficie corporal, mientras
que la actividad de los órganos internos será subestimada.
Estos artefactos de atenuación en los SPECT y PET cardiólogicos se manifiestan como
zonas de hipocaptación fijas y pueden confundirse con defectos de perfusión.
Igualmente en los estudios de cerebro se manifiestan como un artefacto típico de borde
caliente.
La corrección de atenuación consiste en compensar la actividad de los fotones
atenuados, restableciendo las cuentas en la imagen y reduciendo el ruido de fondo. Es
un proceso importante para mejorar la calidad e indispensable para poder realizar un
análisis cuantitativo de las imágenes.
Se pueden utilizar varios métodos entre los que veremos los siguientes:
Para corrección en SPECT
-
Métodos de corrección uniforme, utilizan las mismas imágenes de emisión para
realizarlo. Util solo para regiones donde la distribución de los coeficientes de
atenuación es mas o menos uniforme, como el cerebro y abdomen.
- Fuentes externas de transmisión (no uniforme), se utilizan fuentes emisoras gamma
para realizar una adquisición de transmisión que luego se utilizara para generar los
Mapas de Atenuación (MA.)
-
Combinaciones SPECT/TC, para obtener el MA utiliza Rx, realizando un barrido
TC. Este sistema facilita también la fusión de imágenes.
Para PET se pueden utilizar:
-
Fuentes externas de transmisión, utilizando fuentes de
positrones.
68
Gd o
137
Cs emisoras de
- PET/TC, utilizando adquisiciones separadas o realizada en equipos híbridos donde se
hacen las dos adquisiciones en el mismo equipo.
También es importante la corrección de scatter, producido por la introducción de
fotones dispersos dentro de la ventana del fotopíco, que se nota mas cuando se realiza la
corrección de atenuación no uniforme.
3
2-Interacción de la radiación en los estudios de MN
2.1 Isótopos emisores gamma
La medicina nuclear convencional utiliza sustancias químicas radiactivas emisoras de
radiación gamma, en cada desintegración se produce un único rayo gamma, el cual es
detectado por un equipo (cámara gamma), provisto de un sistema de colimación
perpendicular al plano del detector que permite discriminar los fotones emitidos en una
dirección conocida y determinada.
2.2 Isótopos emisores de positrones
En PET se utilizan fármacos marcados con isótopos emisores de positrones, los
positrones se forman durante la desintegración radiactiva de núcleos con numero
excesivo de protones para alcanzar su estabilidad nuclear.
En este proceso, un protón del núcleo padre se transforma en un positrón ( +) más un
neutrón (n) y un neutrino (n). El neutrino es una partícula que casi no tiene masa y muy
difícil de detectar. Después de sucesivas colisiones, el positrón pierde energía y cuando
está prácticamente en reposo se combina (aniquila) con un electrón orbital,
convirtiéndose la masa de ambos (e y p en reposo) en energía generando dos fotones de
511 Kev cada uno emitidos simultáneamente y en sentidos opuestos.
Figura 1: Emisión y proceso de aniquilación del positrón.
El PET se basa en la detección de los fotones producidos en la aniquilación.
La disposición de los detectores en oposición determina un volumen sensible, cuyo
centro es la línea que conecta el centro de los detectores, permitiendo la detección
simultanea de los fotones producidos en la aniquilación. Posee un circuito de
coincidencia (colimación electrónica) para detectar los fotones que se produzcan
simultáneamente y presumiblemente procedan del mismo suceso de aniquilación.
Este circuito determina si a partir de que se detecta un fotón en un detector dentro de un
intervalo de 12-15 ns (12-15.10-9 s) se detecta otro fotón sobre el otro detector,
4
permitiendo obtener la línea de respuesta (LDR) que contiene el punto de aniquilación
del positrón; hay que definir el tiempo de resolución (de vuelo) = tiempo en el cual se
aceptaran los sucesos como simultáneos.
La localización del lugar anatómico donde se produjo la aniquilación dependerá de la
LDR y del tiempo de resolución hasta alcanzar el detector, sin necesidad de interponer
un colimador (a diferencia de SPECT) y técnicamente permite al sistema PET
deshacerse de la relación inversa, validas para las cámaras gamma convencionales
existentes entre resolución y sensibilidad.
Figura 2: Detección por coincidencia, coincidencia verdadera.
Hay dos tipos de coincidencias falsas, que aun siendo detectadas por el sistema obtienen
una LDR errónea, incrementando el ruido y disminuyendo el contraste en la imagen.
-
Coincidencia compton o de fotones dispersos (scatter), se produce cuando uno de
los dos fotones de aniquilación, sufre una dispersión compton, que desvía la
trayectoria original, con perdida de energía suficientemente baja para que el detector
lo acepte como 511 Kev.
-
Coincidencia Aleatoria o eventos Random se produce cuando, los fotones
detectados proceden de procesos de aniquilación distintos.
Figura 3 : Coincidencia compton y aleatoria.
Los sistemas actuales de detección son las cámaras gamma de doble cabezal en
coincidencia y los tomógrafos PET dedicados. Los tomógrafos PET permiten la
detección de los fotones producidos en la aniquilación de los positrones, gracias
a un sistema de múltiples bloques detectores con una disposición en anillo, que
5
rodean al paciente en los 360º y por eso ofrecen unas mayores prestaciones
(sensibilidad, resolución) en la detectabilidad de las lesiones.
3-El problema de la atenuación en los estudios de MN
3.1 Atenuación y scatter
La atenuación ocurre porque los fotones interactúan con el tejido o material que
atraviesan, la interacción puede ser por:
-
Efecto fotoeléctrico, el fotón es completamente absorbido (frenado).
-
Interacción compton (scatter) en el cual el fotón es desviado, disminuyendo su
energía.
En la practica (en SPECT) algunos de los fotones desviados con menor energía son
detectados dentro de la ventana de energía del fotopíco.
Aunque la atenuación y el scatter están estrechamente relacionados, para aplicar la
corrección son considerados separadamente; la atenuación implica disminución de
cuentas detectadas mientras que scatter implica detección de cuentas adicionales
desviadas, que no se originan en el órgano en cuestión.
Figura 4: Distintos tipos de interacción
El coeficiente de atenuación µ es usado para estimar perdida de fotones primarios tanto
por efecto fotoeléctrico o dispersión compton (scatter).
El grado de atenuación esta relacionado con tres factores:
1-energia del evento
2-coef. de atenuación del material atravesado
3-espesor recorrido a través del material
6
La atenuación es la perdida de eventos verdaderos debido al scatter y a la absorción
(efecto fotoeléctrico). En PET el concepto de atenuación es distinto del manejado para
los estudios SPECT. La atenuación en PET es mayor que en SPECT, a pesar de que los
fotones emitidos por aniquilación poseen mas energía.
Para que un evento sea detectado ambos fotones tienen que alcanzar los detectores
dentro de la ventana de coincidencia (tiempo de vuelo), si uno de los dos fotones es
absorbido no permite la detección del otro y no se puede registrar la línea de respuesta
(LDR).
Entonces la probabilidad de que un evento sea atenuado será mayor, ya que la
detección del evento depende de que sean detectados los dos fotones y no uno solo
como en SPECT.
La probabilidad de que un fotón no sea atenuado es:
P1 = e-µd1
entonces la probabilidad de que ambos fotones no sean atenuados será :
P = P1 .P2 = e-µd1.e-µd2 = e -µ (d1+d2)
y dependerá del espesor de tejido atravesado por ambos fotones a lo largo de la línea de
respuesta (LDR), de la totalidad de este espesor y no de la ubicación de la aniquilación
en la (LDR). En PET solo el 5% de los fotones de emisión de 511Kev que provienen el
centro del cuerpo podrían ser detectados, el resto quedaría absorbido en el tejido.
3.2 El problema de la atenuación en él diagnostico
El efecto mayor derivado de la atenuación es la perdida de contaje y por lo tanto de
información durante la adquisición del estudio con el consiguiente efecto indeseable de
la perdida de homogeneidad en la reconstrucción de la imagen.
Como consecuencia de la atenuación, los eventos verdaderos producidos en la
profundidad de un órgano corporal sufrirán una perdida en la detección respecto a la
actividad verdadera mientras que los producidos en la periferia mostraran un realce
como consecuencia de la menor tasa de atenuación.
Entonces si no se tiene en cuenta la atenuación durante el proceso de reconstrucción
habrá una relativa sobreestimación de actividad en los órganos cercanos a la superficie
corporal, mientras que los eventos que son emitidos desde el interior son subestimados
(mas distancia recorrida sufren una mayor atenuación).
En los estudios de SPECT, lo mismo para PET cardiologicos los artefactos de
atenuación se manifiestan como zonas hipocaptantes fijas, que no se modifican
significativamente entre el estudio de stress y el de reposo (ya que las mismas
condiciones anatómicas están presentes en ambos estudios) y pueden confundirse con
defectos en la perfusion, creando falsos positivos. Recíprocamente aunque en menor
grado defectos en la perfusion son considerados como artefactos, dando como
resultado falsos negativos.
7
Se ha reportado una incidencia de atenuación diafragmatica de 40% en pacientes
masculinos y atenuación mamaria hasta de 20% en las mujeres ocasionando dificultades
para evaluar la perfusion miocardica de la pared inferior y anterior respectivamente.
Pueden aparecer otras áreas hipocaptantes con una variedad de localizaciones
incluyendo el septum y la pared lateral que pueden ser relacionados con la atenuación
por tejidos blandos especialmente en pacientes obesos. No son un artefacto de
atenuación áreas hipocaptantes en el apex, atribuidas a un adelgazamiento fisiológico
(como variante normal) o secundaria a una dilatación del ventrículo.
En los spect de cerebro se manifiesta con una disminución de cuentas en el centro y un
incremento en la periferia, el típico artefacto de borde caliente.
La corrección de atenuación, consiste en compensar la actividad de los fotones
atenuados. Después de la corrección de atenuación, el ruido de fondo se reduce y se
restablece la cantidad de cuentas en la imagen.
Es un proceso importante para mejorar la calidad de la imagen y poder realizar un
análisis cuantitativo de los datos de SPECT y PET. Porque el análisis de las imágenes
puede ser visual siempre pero para poder realizar un análisis cuantitativo la imagen
tiene que tener corrección de atenuación.
4-Metodos de corrección de atenuación en tomografia por emisión de fotón
único (SPECT)
4.1 Métodos de corrección uniforme
Son útiles en áreas del cuerpo de densidad mas o menos uniforme, compuestas en su
mayoría por un solo tipo de tejido (tejido blando) tales como cerebro y abdomen.
Los algoritmos de estos métodos obtienen los datos para el MA directamente de la
adquisición de emisión, marcando un contorno del cuerpo en el cual la distribución de
los coeficientes se supone uniforme.
Método de CHANG
Es el método mas comúnmente utilizado para el cerebro, marca (delinea) el cortorno
Del cuerpo como una elipse y asume:
-un coeficiente de atenuación uniforme, µ = H2O = 0,11 cm –1
-una energía de fotones única
-toda la actividad esta centrada en un punto en el centro del corte
Este método es solo un método aproximado, calcula simplemente un promedio de
atenuación correspondiente a cada pixel según la distancia en que este se encuentre del
centro en diferentes ángulos, creando un MA (mapa) a partir del cual se construye una
matriz de corrección (con los porcentajes que se agregaran según la atenuación sufrida)
que se aplica en cada paso de la reconstrucción iterativa.
8
Figura 5: Corrección de atenuación con el método de Chang, se calcula un factor promedio de
atenuación para cada pixel, la corrección se aplica multiplicando por este factor a cada punto.
Figura 6: MA y matriz de corrección con los factores de corrección que pueden ser aplicados usando el
algoritmo de Chang, caso de atenuación uniforme (izq.) y no uniforme (der.).
La corrección se aplica multiplicando por un factor de corrección a cada punto, lo que
implica una ligera sobrestimación de la atenuación (sobre corrección) porque el cerebro
no esta compuesto por un solo tipo de tejido. Debemos notar que el factor de corrección
de atenuación en SPECT no es pequeño, el promedio en la cabeza usando Tc99m es el
orden de 2,5, incrementándose a un factor de aproximadamente 5 en abdomen.
4.2 Fuentes externas de transmisión (método de corrección no uniforme)
Son indicadas en áreas del cuerpo donde la distribución de los coeficientes es
inhomogénea (p.e. tórax). En el interior del cuerpo los coeficientes de atenuación varían
mucho, esta no-uniformidad de coeficientes de atenuación es marcada en el tórax donde
se encuentran estructuras de baja atenuación (p.e. pulmones) así como de mayor
atenuación (p.e. tejidos blandos del corazón, diafragma, esternón).
La atenuación en los pulmones es aproximadamente 1/3 de la atenuación en otros
tejidos, porque el pulmón esta lleno de aire, entonces habrá un incremento de cuentas
detectadas no solo en los órganos con mayor actividad como el corazón sino también
debido a un incremento de transmisión de fotones a través de las áreas con baja
atenuación.
9
Figura 7: La cámara gamma no puede distinguir entre el incremento de cuentas originado por una mayor
actividad o por una menor atenuación. Como resultado áreas de baja atenuación son reconstruidas con
un artificial incremento de cuentas. Similarmente áreas cercanas con atenuación alta tendrán reducción
de cuentas.
Este es un artefacto que un algoritmo como el de Chang u otro de corrección uniforme
no puede corregir, el único camino que puede corregirlo es realizando una medida de la
atenuación y corrigiendo por los valores exactos.
Así con este método se utiliza una fuente externa y se realizan dos nuevas
adquisiciones:
-
una adquisición de transmisión = radiación transmitida a través del paciente
una adquisición en blanco = irradiación al aire sin paciente
Con estas adquisiciones se obtiene el MA (mapa de atenuación) que es la distribución
espacial de los coeficientes de atenuación lineales, siendo incorporado luego en el
algoritmo de reconstrucción iterativo para corregir los errores en los datos de emisión.
En general las desventajas de utilizar fuentes radiactivas externas son el alto costo y en
ocasiones pueden resultar poco fiables a causa de la deficiente dosis de emisión de
fotones.
Figura 8: Ejemplo de adquisición PET de cuerpo entero la cual claramente demuestra incremento artificial
de cuentas de cuentas en el pulmón y disminución de cuentas en el corazón cuando no se realiza
corrección de atenuación. Esto es rectificado después de la corrección de atenuación.
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Tipos de adquisición
La adquisición de transmisión puede realizarse de manera:
- secuencial, después de la adquisición de emisión, utiliza barridos tomográficos
separados, uno para la transmisión y otro para la emisión, la principal ventaja es que no
hay contaminación entre los datos, pero implica un aumento de tiempo para cada
adquisición y es mas afectada por los movimiento del paciente, latido cardiaco y otros
movimientos de órganos internos entre barridos sucesivos.
Técnicamente es más fácil de realizar. Puede realizarse adquisiciones de emisión
gatilladas y no gatilladas con protocolo standard.
- simultanea con la adquisición de emisión, ambas imágenes, emisión y transmisión son
adquiridas al mismo tiempo por ángulo de barrido y en una rotación tomografica.
El paciente esta en idéntica posición para ambas mediciones, se disminuye el tiempo
(algo que importa mucho para estudios rutinarios)disminuyendo los movimientos,
aunque puede haber complicaciones por la interferencia entre los datos de emisión y
transmisión. No permite realizar imágenes gatilladas, como el tiempo por vista debe ser
el mismo se requieren modificaciones en el protocolo de emisión.
- intervalos simultáneos de adquisición,
ambas imágenes son adquiridas
secuencialmente para cada ángulo y en una rotación tomografica, combina las ventajas
de los métodos anteriores sin tener desventajas. Es más rápida que la secuencial por que
requiere una sola rotación.
método
secuencial
simultaneo
Intervalos
simultáneos
ventajas
- no hay contaminación
de datos
- permite adquisiciones
gatilladas
-1 sola adquisición
- registro simultaneo
menos movimiento
menos tiempo
-1 sola adquisición
- registro simultaneo
menos movimiento
- permite adquisiciones
gatilladas
desventajas
-2 adquisiciones separadas
- mas movimiento
- mas tiempo
- contaminación de datos
- no permite adquisiciones
gatilladas
Tabla 1: comparación de los métodos de adquisición
Normalmente la adquisición simultanea es la más utilizada.
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Configuraciones fuente - detector
Fuente puntual móvil
Son usadas en conjunto con una ventana electrónica móvil, la cual aísla espacialmente
las cuentas de emisión de las de transmisión, necesita mas actividad que la fuente lineal
fija. Presentan una configuración de tres detectores con colimador convergente, el
detector opuesto a la fuente realiza la adquisición de transmisión mientras los otros dos
son para la de emisión.
fuente puntual móvil
Colimador
Fanbeam
(emisión)
Colimador
Fanbeam (emisión)
Colimador
Fanbeam (transmisión)
Figura 9: sistema de triple detector, demostrando un scan de transmisión con colimador convergente.
Fuente lineal fija con colimador convergente
La fuente lineal tiene la ventaja de irradiar completamente el detector. Hay
contaminación de los datos de transmisión (down- scatter) y necesitan una gran
colimación. Los colimadores convergentes proporcionan una configuración espacial que
mejora la resolución de estructuras pequeñas como el corazón, pero también la
geometría lleva a tener una alta posibilidad que en el registro de datos halla mezcla en
los costados del estudio debido a la magnificación del convergente.
Fuente lineal móvil
El sistema de la cámara gamma OPTIMA NX de General Electric, utiliza una fuente
lineal móvil de 153Gd que tiene una T 1/2 = 242 d con una energía de emisión de
100 Kev. La fuente esta sólidamente sellada y tiene una actividad inicial de 18, 5 GBq
(500 mCi).
Para reducir la exposición del paciente a los rayos de baja energía (41- 49 Kev) hay una
tira de cobre de 0,5 mm de espesor permanentemente fijada en la apertura del
colimador. Y un filtro adicional de cobre de 2 mm de espesor que reduce la actividad
efectiva a 9,25 GBq (250 mCi). Después de aproximadamente una T 1/2 el filtro es
removido, permitiendo usar completamente la actividad restante por una T 1/2 mas,
extendiendo la vida útil de la fuente.
La vida útil de una fuente lineal móvil es de 12-18 meses, después de ese tiempo la
fuente es débil para proveer imágenes de transmisión de suficiente calidad para una
corrección exacta, especialmente en pacientes grandes y/u obesos donde es necesario un
alto flujo para obtener adecuadas cuentas de transmisión
12
Figura 10: cámara gamma OPTIMA NX
Tiene montadas las dos fuentes en estuches idénticos sobre planos opuestos a cada
detector permitiendo una adquisición de 180° con 90° de rotación del gantry.
La transmisión y la emisión son realizadas con el mismo colimador (p.e. LEHR, LEGP),
no requiere modificaciones adicionales en el hardware independiente del tipo de
adquisición (secuencial, simultanea, o de intervalos simultáneos), tampoco necesita
cambio de colimador fanbeam como otras cámaras gamma. La fuente es alineada a lo
largo del eje transversal y el movimiento lo realiza a lo largo del eje longitudinal del
paciente, dentro del estuche, alejándose del gantry durante una adquisición de
transmisión y volviendo hacia el gantry en la siguiente adquisición.
Detector 1
Detector 2
Fuentes
lineales
Dirección longitudinal del
scan
Figura 11: Cámara gamma optima NX (GE), sistema dos fuentes lineales móviles opuestas a los
detectores mostrando una imagen de transmisión con colimador paralelo.
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Posee una mascara electrónica (puede ser + o -) de transmisión cuyo propósito principal
es reducir el cruzamiento o contaminación (crosstalk) desde el barrido de emisión
dentro de la imagen de transmisión
- el ancho de la mascara en la dirección (X) es el campo de visión completo del
detector .
- El tamaño de la mascara en la dirección (Y) es ajustable entre 20-80 mm, el tamaño
es establecido en función del tipo de adquisición y colimador utilizado.
1
tamaño mascara (Y)
2
Ancho mascara (X)
1
Figura 12: mascara electrónica en combinación con la discriminación de energía es usada para
discriminar eventos de emisión y transmisión. Por ejemplo en la región 1 algunos eventos detectados de
100Kev deben ser scatter de pico de tecnecio de140Kev o de pico de talio de 167Kev.
talio2
1La adquisición puede ser secuencial, simultanea o a intervalos simultáneos.
Figura 13: Reconstrucción de SPECT miocárdico sin (arriba) y con (abajo) corrección de
atenuación usando una fuente lineal móvil.
Fuente lineal múltiple
Utiliza una serie de fuentes lineales fijas, colocadas en forma paralela al eje de rotación
de la cámara gamma, propiamente separadas y posicionadas a una distancia adecuada
del detector. La actividad de las fuentes es mayor en el centro y decae hacia la periferia.
Casi el total de la actividad es concentrada en la mitad el área del detector,
incrementando en un factor 2 el flujo de transmisión en el centro del paciente, donde se
encuentra la mayor atenuación.
14
Ac tiv id a d v s d is t. c e n tr o p a c ie n te
20
17.5
Actividad (mCi)
15
12.5
10
7.5
5
2.5
0
-12
-9
-6
-3
0
3
6
9
12
P o sicio n
Figura 14: Gráfico de actividad vs distancia centro paciente
Con esta geometría se logra mejorar la estadística que se corresponde con una mayor
exactitud en los mapas de atenuación (MA) si se compara con las fuentes lineales
móviles que irradian uniformemente toda la superficie del detector, permitiendo una
segura medición en pacientes obesos hasta 180 Kg, con una mínima exposición.
Tampoco requiere movimiento de las fuentes.
Por el natural decaimiento(aprox. cada 6 meses) se deben retirar dos fuentes de la
periferia, las restantes son desplazadas hacia afuera una posición, reemplazando con
dos fuentes nuevas las vacantes creadas en el centro, llevando al array al nivel original
de actividad. El remplazo de las fuentes cada 6 meses es critico para la correcta
operación del sistema, cualquier desviación en el intervalo de recambio puede
distorsionar el modelo del perfil y llevar a una pobre performance especialmente en
pacientes obesos, así como también puede introducir errores en los datos obtenidos en la
transmisión.
Otra ventaja en esta configuración es que la vida efectiva de cada fuente es extendida
hasta 3,5 años (un incremento de 266- 400 %) en comparación con las móviles cuya
vida útil es de 12-18 meses y considerando que la actividad de estas es de 20 mCi contra
aprox. 250mCi de las fijas, disminuyendo aproximadamente un 40% del costo
operacional.
El problema con esta configuración es el la radiación dispersa (scatter) de la emisión se
introduce en la ventana de energía de transmisión.
15
Figura 15: cámara gamma siemens modelo e-cam.
Posee un doble cabezal de ángulo variable, utiliza dos array de 153 Gd opuestos a ambos
detectores. Cada array contiene 7 pares de fuentes lineales con diferentes niveles de
actividad, el par central con una actividad max de 20mCi o 740 MBq mientras el par
externo más débil con una actividad de 0,9 mCi o 33 MBq, logrando una actividad total
del array completo de 100 mCi o 3,7 GBq.
Numero de fuente
Actividad (mCi)
Actividad MBq
Slot 1
Slot 2
Slot 3
Slot 4
Slot 5
Slot 6
Slot 7
20.0 mCi
11.9 mCi
7.0 mCi
4.2 mCi
2.5 mCi
1.5 mCi
0.9 mCi
740 MBq
440 MBq
259 MBq
155 MBq
93 MBq
53 MBq
33 MBq
Tabla 2: con niveles de actividad
Figura 16: array con las
fuentes lineales de 153Gd.
Las fuentes están colimadas y electrónicamente obturadas disminuyendo la radiación
dispersa en el lugar de trabajo, la dosis del personal y del paciente. Proporcionan
irradiación del FOV a través del mismo colimador de agujeros paralelos utilizado para
la imagen de emisión. En este equipo la adquisición es simultánea, también puede ser
secuencial, con técnica de corrección de scatter mediante ventana de triple energía
disminuyendo la interferencia (cruzamiento) entre 99mTc, 201Tl y 153Gd.
16
Posee rápidos algoritmos de reconstrucción interactivos con opciones para recuperación
de resolución y corrección de radiación dispersa en las imágenes de emisión.
Corrección por segmentación (SAC)
Utilizando fuentes de transmisión el nivel de ruido de los datos obtenidos es bastante
alto, por la baja estadística, además de que añaden tiempo a la exploración. Algunos
equipos utilizan como alternativa algoritmos post-procesamiento que aplican la
segmentación en el proceso de obtención de los mapas de atenuación (MA) una vez
obtenida la imagen de transmisión.
En esta se delinean (segmentan) diversas regiones anatómicas (p.e. pulmón, tejido
blando), dentro de cada una de estas regiones se aplica un coeficiente de atenuación
uniforme ya conocido, estas imágenes de transmisión corregidas son proyectadas
generando los sinogramas (MA) que se utilizaran para realizar la corrección.
Con esta aproximación se logra disminuir el ruido producido en imágenes de baja
estadística y tiempo de adquisición, reduciéndose proporcionalmente la dosis de
radiación.
En el algoritmo de la SAC hay tres opciones, puede considerarse:
a- todo el cuerpo como agua y aplicar este coeficiente a la imagen.
b- el cuerpo constituido por agua y pulmón, aplicando los coeficientes correspondientes.
c- el cuerpo constituido por agua, pulmón y hueso.
La exactitud de este método depende de la cantidad de regiones en las que se divide el
cuerpo en la imagen de transmisión
4.3 Combinaciones SPECT/TC
Adquisiciones separadas
El principal problema es que la posición del paciente tiene que ser idéntica en ambos
estudios, lo que es muy difícil de lograr. Además las imágenes obtenidas pueden diferir
en escala (tamaño del pixel), espesor y orientación (ángulo). Se han propuesto muchas
técnicas para la correlación espacial de imágenes obtenidas por distintas modalidades.
En general se aplican transformaciones rígidas, adecuadas para correlacionar estudios
cerebrales, ya que su forma es constante, para otras regiones anatómicas como el tórax
o el abdomen, la aplicabilidad de las transformaciones rígidas debe ser adecuadamente
comprobada.
Un conjunto de marcas fiduciales o características anatómicas pueden utilizarse para
alinear las imágenes.
Si se usan las características anatómicas, hay dos técnicas:
- Un experto identifica las posiciones según características anatómicas comunes a los
dos conjuntos de imágenes para luego superponerlas.
- Otras técnicas en las que se delimitan las superficies de los órganos en los dos
conjuntos de imágenes y son superpuestas mediante un programa de minimización
que transforma una superficie para que coincida con la otra.
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En algunos estudios, como los de cerebro, puede utilizarse un dispositivo craneal con o
sin marcas fiduciales para forzar la repetibilidad el posicionamiento.
Otros diseñaron, para evitar la diferencias de posición entre los estudios de SPECT y
TC, mesas planas idénticas y ajustes de las distorsiones corporales aplicando un rayo
láser a la superficie corporal desde arriba. Marcadores fiduciarios que contienen una
solución acuosa compuesta por una mezcla de isótopos radiactivos y un agente de
contrate se adhieren a la superficie de la piel a fin de obtener un registro preciso de
ambas imágenes. Los dos exámenes se realizan de la manera más secuencial posible.
En el tórax el movimiento respiratorio es el obstáculo más importante que impide una
correlación exacta, porque en el SPECT el paciente respira naturalmente mientras que
en TC el paciente retiene la respiración, para mejorar el registro se realiza una
adquisición mas apropiada de TC donde el paciente hace respiraciones superficiales.
Los datos se transfieren con DICOM 3.0 y se convierten en un volumen (5,9mm3) para
la fusión de imagen y su corrección de atenuación. Usando los datos de la imagen de
TC, se crea un mapa de corrección de atenuación y se aplica la corrección, el tiempo de
procesamiento es cercano al minuto.
La fusión de imagen se realiza automáticamente usando software que superpone los
conjuntos de datos de TC y SPECT minimizando la distancia entre los centroides de los
marcadores correspondientes a las dos imágenes, el tiempo de procesamiento es de
menos de un minuto. La ventaja de un sistema separado para fusión de imagen y
corrección de atenuación es el uso flexible de los aparatos de TC y SPECT instalados en
una institución, disminuyendo los costos adicionales del equipo combinado.
Equipos multimodales SPECT/TC
Es una solución cara, recientemente disponible, tiene un sistema completo Rx-CT
montado en el gantry, así un barrido TC efectivo puede ser realizado antes del estudio
SPECT.
El sistema es superior al sistema separado en la comodidad y precisión del registro,
logrando una corrección de atenuación excelente.
El sistema SPECT/TC Hawkeye de GE, permite adquirir en un solo examen dos
imágenes ofreciendo una corrección de atenuación mejorada y corrección de dispersión
en todos los niveles de energía y tamaños de pacientes, disponible para estudios
cardiacos y otros estudios SPECT.
Algunos de los equipos actuales disponibles, pueden causar distorsiones por
movimiento y la calidad de la imagen es deficiente, por lo que la imagen TC se suele
emplear sobre todo para la corrección de atenuación y el diagnostico (fusión de
imágenes) es apenas complementario.
18
Figura 17 : cámara gamma Haweke de GE .
4.4 Fusión de imágenes en SPECT
Pueden usarse sistemas híbridos SPECT/TC como el Haweke de GE que combina en
una sola adquisición anatomía y funcionalidad, logrando una gran precisión anatómica
del lugar donde se encuentra la lesión.
Es un enorme avance especialmente en oncología clínica, dado que es posible delinear
las estructuras anatómicas en las imágenes funcionales. Aunque el rendimiento del
examen no suele ser tan alto y el precio de estos sistemas es mucho más elevado que
los equipos para realizar las adquisiciones separadas. Además la TC no puede utilizarse
para examinar otros pacientes mientras se esta realizando un estudio SPECT.
Por estos motivos algunos prefieren realizar adquisiciones separadas. Después de la
corrección de atenuación la fusión de imágenes se hace de manera automática usando
un software que correlaciona los conjuntos de datos de SPECT y TC, pudiendo obtener
proyecciones sagitales, corónales e incluso tridimensionales.
Estos sistemas de fusión de imágenes en SPECT hacen posible la utilización de 67Ga en
oncología cuando no esta disponible el FDG-PET, obteniendo una buena localización
anatómica del radiotrazador.
19
5-Metodos de corrección de atenuación en tomógrafia por emisión de
positrones (PET)
5.1 Fuentes externas de transmisión
Permitirán establecer los coeficientes de atenuación de las distintas estructuras
corporales para cada una de las LDR. Antes del barrido de transmisión se realiza un
barrido llamado ”blanco” y la resultante de tasa de contaje en las distintas LDR entre el
scan blanco y el scan de transmisión permitirán establecer los factores de corrección de
atenuación que se aplicaran al barrido de emisión.
Clásicamente se han utilizado fuentes externas de 137Cs o 68Ge. Las de 137Cs son fuentes
puntuales móviles con T1/2= 30,2 años y una energía de emisión de 662 Kev. Las
fuentes de 68Ge tienen periodos de semidesintegración largos, emiten fotones de 511
Kev mediante aniquilación positrónica.
El tomógrafo PET siemens ECAT EXACT 47 tiene 3 fuentes lineales de 68Ge, ubicadas
en un receptáculo de Pb que se despliegan o retraen por control informático.
.
Figura 18: Siemens ECAT EXACT 47
Método por segmentación
Las fuentes de transmisión añaden al menos un 50% del tiempo de exploración y el
nivel de ruido de los datos obtenidos es bastante alto, por la baja estadística. Como
alternativa se utilizan algoritmos post-procesamiento (corrección de atenuación
segmentada) aplicando la segmentación en el proceso de obtención de los mapas de
atenuación (MA).
En la imagen de transmisión se delinean (segmentan) diversas regiones anatómicas (por
ej. pulmón, tej. blando), dentro de cada una de estas regiones se aplica un coeficiente de
atenuación uniforme ya conocido, estas imágenes de transmisión corregidas son
proyectadas generando los sinogramas (MA) que se utilizaran para realizar la
corrección. Con esta aproximación se logra disminuir el ruido producido en imágenes
20
de baja estadística y tiempo de adquisición, reduciéndose proporcionalmente la dosis de
radiación. Este método reduce el tiempo global sin comprometer la exactitud de las
cuantificaciones in vivo de captación de 18F-FDG.
5.2 PET/TC
El proceso es similar a generar una imagen TC con un tubo de Rx, la intensidad
transmitida es registrada por un detector y se reconstruye mediante algoritmo
tomografico que calcula el µ para cada punto del corte, obteniendo un MA.
Para generar el mapa de atenuación hay que convertir (transformar) los coeficientes de
atenuación lineales de las adquisiciones TC a la energía correspondiente a los fotones de
emisión, de no hacerse habría una falta de correspondencia de los datos.
En TC la medida de la atenuación esta basada en un espectro de fotones desde 40-140
Kev, mientras que el PET usa fotones monoenergéticos de 511Kev que tienen mucha
menor probabilidad de sufrir efecto compton, mucho más frecuente en fotones de rayos
x de bajas energías.
El método más sencillo para establecer la correspondencia entre coeficientes de
atenuación de TC y PET consiste en la adquisición de imágenes de TC en dos energías
distintas.
Kinahan y cols estudiaron varias aproximaciones, incluyendo gradación global de
números de TC asumiendo una energía promedio de 70Kev, la segmentación de
imágenes TC en diferentes tipos tisulares y la asignación de coeficientes de correlación
predefinidos .Considerando que la dispersión compton es la interacción dominante para
los fotones de 511Kev, mientras que para una energía promedio de 70kev (TC) el efecto
fotoeléctrico y compton contribuyen a la atenuación. El coeficiente de atenuación
depende de la energía del fotón, esta dependencia es cuantificada mediante un factor de
posicionamiento.
Como también para una determinada energía el efecto fotoeléctrico y compton
contribuyen en distinta proporción para la atenuación del hueso o del tejido blando,
habrá un factor de posicionamiento distinto para cada uno.
Cada corte de TC es dividido en regiones de tejido blando (incluyendo el tejido
pulmonar) y de hueso. Los valores del pixel de cada región son multiplicados por el
factor de posicionamiento correspondiente para obtener los coeficientes de atenuación
en la energía de 511Kev.
Burger y cols en un trabajo realizado sobre 14 pacientes concluyen que una simple
función bilineal es adecuada para transformar los coeficientes de atenuación lineal a
los valores para energía de 511Kev, para el tejido humano excepto zonas que rodean
los implantes metálicos.
AQUISICIONES SEPARADAS (por software)
Puede realizarse primero la imagen de transmisión en un tomógrafo (TC) y luego llevar
al paciente a un equipo PET para realizar la adquisision de emisión. Es un método
dificultoso, se comparan cortes de diferente espesor, a diferentes tiempos, otro problema
es que la posición del paciente tiene que ser idéntica en ambos estudios, lo que es muy
difícil de lograr y no hay concordancia entre órganos y movimientos del paciente.
21
Ha demostrado tener éxito únicamente para órganos relativamente fijos (como el
cerebro). En órganos deformables (por ejemplo el hígado) o móviles (base pulmones,
corazón, colon) no ha tenido mucho éxito porque estos podrían moverse libremente
entre las exploraciones. En estos casos no hay transformaciones lineales para alinear los
dos grupos de imágenes, igualmente se han hecho intentos en tórax y abdomen para
corregistrar imágenes adquiridas independientemente. Algunos de los intentos ha
resultado exitoso bien usando marcadores de referencia o la intervención del operador
para guiar el alineamiento.
Pero aunque se usen marcadores para alinear las imágenes, hay igualmente
complicaciones, donde los órganos pueden cambiar de posición, haciéndose difícil
mantener una configuración anatómica constante. Otro problema es que las imágenes de
TC y PET tienen diferente tamaño de pixeles, la TC tiene mas resolución y se
reconstruye en una matriz más grande que la del el PET.
MODALIDAD DUAL (PET/TC)
O HIBRIDOS (por hardware)
Los equipos PET/TC disponibles hoy en día están basados en la combinación de un TC
helicoidal (TC de alto rendimiento) y un PET, situados normalmente uno a continuación
del otro dentro del mismo gantry. La imagen de emisión y la TC se adquieren en el
mismo equipo, se registran ambas secuencialmente y en las mismas condiciones de
posicionamiento. Se reduce el tiempo y se logra facilidad para realizar el estudio.
Se garantiza:
- una geometría constante
- nivel mínimo de movimiento
- facilita la fusión de imágenes (se puede lograr localización anatómica del
radiofarmaco)
Las imágenes TC obtenidas son mas rápidas, con gran resolución espacial, no son
afectadas por los datos de emisión y tienen mucho menos ruido. Se adquieren los datos
con nivel mínimo de movimiento del paciente y mínima diferencia temporal entre las
imágenes.
Pero si se compara la corrección por fuentes de transmisión con esta modalidad la
exposición a la radiación para el paciente aumenta desde 0.4 hasta 3.3 mSv, según se
utilicen corrientes de 10 o 80 mA. Además hay que tener en cuenta que tanto los
estudios de PET como de TC se encuentran entre los exámenes que implican una mayor
exposición para los pacientes, por lo que combinadas se convertirían posiblemente en la
prueba diagnostica que implica mayor exposición para el paciente.
Ventajas con respecto a las fuentes de transmisión:
-El flujo de fotones es varios ordenes mayor, obteniendo una alta estadística y
consecuente disminución en el ruido y tiempo de adquisición.
-No hay interferencia entre emisión y transmisión (cross talk).
22
-No hay que remplazarlas por decaimiento, una vez comprado el equipo no hay que
hacer inversiones periódicas, disminuyendo el costo y aumentando la eficiencia, aunque
el precio al adquirir el sistema es mas elevado.
También algunos de estos equipos permiten la realización de únicamente un estudio
PET con corrección de atenuación utilizando las fuentes externas de 68Ge y estudios de
TC solamente.
Visvikis y cols comparan los coeficientes de atenuación obtenidos mediante corrección
de atenuación segmentada (con fuentes de 68Ge) y con TC. Encontrando diferencias
significativas entre ambos métodos, la cuantificación se halla sobrestimada en un 27%
con corrección con TC en presencia de contrastes e infraestimada en el tejido que rodea
a implantes metálicos. Las mayores diferencias se encontraron en pulmón, para los
demás tejidos la corrección con TC podría ser una alternativa valida a la corrección de
atenuación segmentada.
Nakamoto y cols compararon también los índices de captación del radiotrazador
obtenidas con estos dos métodos de corrección distintos. Estudiaron 28 pacientes y
concluyen que aunque los valores de cuantificación del radiotrazador son generalmente
comparables con los dos métodos, la corrección con TC implica valores
significativamente mas altos especialmente en tejidos radiodensos.
5.3 Fusión de imágenes en PET
En las imágenes con 18F-FDG existe a menudo dificultad en la interpretación debido a
la pobre definición de muchas estructuras anatómicas que debido a que no captan el
radiotrazador, no pueden visualizarse adecuadamente. Esta baja resolución anatómica
de algunas estructuras hace que el PET sea en ocasiones insuficiente para precisar la
localización anatómica de los focos de hipercaptación anormales. Pero, la localización
de los incrementos de captación de 18F-FDG en un órgano o estructura determinados
puede ser de suma importancia para tomar decisiones que afectan al diagnostico
oncológico, estadio o tratamiento del paciente.
Los equipos híbridos además de realizar una corrección de atenuación ideal permiten
correlacionar de la mejor forma una imagen de excelente calidad anatómica (TC) con la
imagen funcional correspondiente del PET, la resolución espacial de una técnica con la
resolución de contraste de la otra, obteniendo las imágenes de fusión o híbridas.
La fusión de imágenes PET/TC es sumamente útil en oncología, ya que permite
comprobar que la captación patológica de un trazador, como la FDG, coincide con la
masa o adenopatía aumentada de tamaño detectada por la TC. Esto facilitaría la toma de
muestras y la guía de biopsias o, incluso la planificación de la radioterapia.
23
6- CORRECCIÓN DE SCATTER Y METODOS DE RECONSTRUCCION
6.1 Corrección de scatter
El scatter por efecto compton es parte del proceso de atenuación, no obstante el scatter
es normalmente considerado como un problema separado. Cuando un fotón gamma
pasa a través del tejido no necesariamente tiene que ser frenado completamente, sino
que puede ser desviados de su camino disminuyendo su energía.
El propósito de la ventana de energía de la cámara gamma es reducir la cantidad de
fotones desviados que se detectan. Igualmente hay muchos fotones desviados que son
detectados dentro del fotopíco y esto puede inducir artefactos como también producir
una disminución en el contraste. Debería notarse que en algunos de los estudios SPECT
aproximadamente 30% de las cuentas detectadas son scatter.
El problema es particularmente complejo cuando hay corrección de atenuación no uniforme y el scatter aparece como un gran problema. Los errores pueden realzarse
después de la corrección de atenuación y pueden necesitar una corrección de scatter.
No hay un método universalmente aceptado, aunque posiblemente los métodos que son
mas extensamente utilizados son triple ventana de energía o doble ventana de energía.
La triple ventana energía implica la adquisición de imágenes adicionales usando
ventanas de energía justo a cada lado del fotopíco. La suposición es que el scatter
registrado en esas ventanas será similar al scatter en el fotopíco. Por lo tanto el scatter
en el fotopíco puede ser calculado por sustracción. Si las dos ventanas angostas tienen
ancho, w, y el fotopíco ancho, p, entonces el scatter es estimado como:
Scatter = (suma de cuentas en las ventanas angostas /2)*p/w
Figura 19: Espectro de energía mostrando las ventanas usadas para estimar el scatter usando
el método de tres ventanas de energía. Las dos pequeñas ventanas tienen ancho w, el ancho
del fotopíco es p.
La técnica tiene diversas ventajas sobre otros métodos alternativos desde que es simple
de aplicar y mide directamente el scatter (ambos numero de cuentas y distribución
espacial). Por el lado negativo, la sustracción resulta en un incremento del ruido a
menos que se tenga cuidado de suavizar el scatter calculado. Una alternativa para
mejorar la calidad es no utilizar el scatter calculado dentro de un algoritmo interactivo.
24
Figura 20 : Sin corrección de atenuación (izq.) la pare posterior tiene reducidas las cuentas. Después
corrección de atenuación la pared posterior esta realizada pero el contraste del miocardio del ventrículo
esta reducido (medio) y hay gran influencia de la actividad abdominal. Corrección de scatter restaura el
contrate (der.) y reduce scatter desde estructuras extra - cardiacas.
La corrección del scatter mejora el contraste y es esencial si se desea una cuantificación
absoluta. No obstante para muchos de los casos clínicos (por ej. cerebro), el incremento
de contraste puede lograrse mediante display y es cuestionable el valor de la corrección
de scatter.
En estudios cardiacos realizando solamente corrección de atenuación resulta en
reducción de contraste comparados con los resultados sin corrección de atenuación (en
realidad el aparente contraste es artificialmente alto sin corrección de atenuación por
errores en la reconstrucción. Entonces alguna forma de corrección de scatter es
conveniente para restaurar el contraste visual. Combinando corrección de atenuación y
scatter, aplicadas con atención podría mejorar visualmente y cualitativamente la calidad
de la imagen SPECT.
En PET el scatter se produce cuando hay coincidencia compton (o de fotones dispersos),
cuando uno de los dos fotones de aniquilación, sufre una dispersión compton, que
desvía la trayectoria original, con perdida de energía suficientemente baja para que el
detector lo acepte como 511 Kev.
El grado que los eventos que son aceptados por un equipo depende de la resolución
energética de los detectores y del umbral bajo de su ventana de energía.
Para corregirlo se utilizan septas retráctiles en la adquisición tomográfica reduce el
efecto scatter entre un 30y un 60%; pero también compromete la detección de eventos
verdaderos en un 10-20%.
25
6.2 Métodos de reconstrucción
Pueden ser agrupados en dos clases generales:
- directos
- iterativos (no directos)
Los métodos directos como Chang o Sorensen aplican la corrección de atenuación sea a
las proyecciones o a la reconstrucción usando RPF (retroproyección filtrada). Hay sido
usados en la mayoría de los estudios SPECT, son muy rápidos, pero usualmente
requieren hacer algunas suposiciones sobre el grado de atenuación y distribución de la
actividad.
Los no-directos (los algoritmos iterativos) ofrecen mas flexibilidad, puede proporcionar
mas información cuantitativa, mejorar el ruido, el conteo estadístico, mezcla de datos y
atenuación, son los indicados para la corrección de la atenuación no-uniforme.
Creación del mapa de atenuación (MA)
- medida de la atenuación, la atenuación del paciente es determinada mediante el scan
de transmisión, usado luego para generar el MA, que es usado después en el
algoritmo iterativo.
- corrección de crosstalk, la imagen de transmisión es obtenida con una mascara para
reducir la contaminación de emisión, igualmente hay fotones de emisión que caen
dentro de la ventana de transmisión. Esta contaminación es medida realizando una
adquisición de emisión con ventana en la energía del isótopo utilizado para la
transmisión (100Kev para 153Gd) sin las fuentes de transmisión. Estos datos son
pesados en el mismo tiempo de adquisición por pixel como los datos de emisión y
sustraídos de los de transmisión.
La atenuación integral de las imágenes es reconstruida por una RPF standard, en el
display de la cámara gamma OPTIMA NX de GE, el MA tiene pixeles con valores
representando atenuación por cm multiplicado por mil, p.e. un valor de pixel de 170
representa un valor de atenuación de 0,17 por cm.
Pre – procesamiento de los datos
- Graduación del MA, el MA representa la atenuación medida en la energía del
isótopo de transmisión (100Kev para 153Gd), para poder usarla en la reconstrucción
iterativa hay que pasarla a la energía apropiada del isótopo de emisión.
- Corrección de scatter, los datos de emisión se corrigen por sustracción, según lo
medido en la imagen scatter, se realiza antes de la reconstrucción iterativa usando
triple o doble ventana de energía.
Proceso de reconstrucción iterativo
Un algoritmo típico de reconstrucción iterativo usa los datos planares (proyecciones) y
produce imágenes de acuerdo con los siguientes pasos:
1- Primero se crea una estimación inicial de la distribución en los cortes axiales.
2- Luego se crean proyecciones corrigiendo por atenuación efectiva las estimaciones
anteriores (paso 1) utilizando los datos del MA.
3- Las diferencias entre la proyección estimada y la proyección actual es computada y
se obtiene una nueva estimación.
26
4- Los pasos 2 y 3 son repetidos un numero de veces o iteraciones hasta que se alcanza
el criterio predefinido.
7-CONCLUSION
La corrección de atenuación es de gran importancia para corregir los artefactos
producidos por la atenuación, mejorando la calidad de la imagen y es la única forma de
poder realizar un análisis cuantitativo de los datos en PET y SPECT.
Compensa la actividad de los fotones atenuados y se reduce el ruido de fondo
restableciendo la cantidad de cuentas.
En SPECT podemos considerar los siguientes métodos:
1- Métodos de corrección uniforme.
Obtienen los datos para el MA directamente de los datos de emisión, tienen la ventaja
de que no requieren una adquisición adicional de transmisión, tampoco necesitan un
reemplazo periódico de fuentes disminuyendo el costo operacional. Pero tienen la
limitación que solo pueden usarse en áreas del cuerpo donde la distribución de los
coeficientes en mas o menos uniforme, como el cerebro o el abdomen. Uno de los mas
utilizados es el método de Chang, calcula un factor promedio de atenuación para cada
pixel, la corrección se hace multiplicando por este factor a cada pixel, implica una
sobreestimación de la atenuación (sobrecorrección).
2-Fuentes externas de transmisión (no uniforme).
Este método utiliza fuentes externas de radiación gamma con las que se obtiene un
adquisición de transmisión para crear el MA. Ideales en regiones del cuerpo donde la
distribución de los coeficientes es inhomogénea (por ej. tórax), la adquisición de
transmisión puede realizarse de manera: secuencial, simultanea o a intervalos
simultáneos.
Pueden tener distintas configuraciones fuente-detector, estas pueden ser:
- Fuente puntual móvil funciona en conjunto con una ventana electrónica móvil, la cual
aísla espacialmente las cuentas de emisión de las de transmisión, necesita mas actividad
que la fuente lineal fija.
- Fuente lineal fija con colimador convergente, tiene la ventaja que irradia el FOV por
completo, pero hay contaminación de datos y necesitan una gran colimación.
Los colimadores convergentes proporcionan una configuración espacial que mejora la
resolución de estructuras pequeñas como el corazón, pero también la geometría lleva a
tener una alta posibilidad que en el registro de datos halla mezcla en los costados del
estudio debido a la magnificación del convergente.
- Fuente lineal móvil, en el caso de cámara gamma OPTIMA NX de GE, la fuente de
153
Gd tiene un filtro de Cu que reduce la actividad efectiva a la mitad . Este filtro se
remueve después de aproximadamente una vida media, extendiendo la vida útil de la
fuente a 12-18 meses. Usa el mismo colimador que la adquisición de emisión y posee
una mascara electrónica para reducir el cruzamiento de los datos de emisión dentro de la
ventana de transmisión.
- Fuente lineal múltiple, compuesta por varias fuentes lineales fijas, la actividad de las
fuentes es mayor en el centro y decae hacia la periferia, casi el total de la actividad se
concentra en el centro del paciente donde es mayor la atenuación. Las fuentes irradian el
FOV a través del mismo colimador de agujeros paralelos utilizado para la emisión.
27
Dentro de las ventajas mejora la estadística, permitiendo la segura medición de
pacientes obesos, no requiere movimiento evitando complicaciones. La vida efectiva de
la fuente se extiende aproximadamente a 3 años y medio, porque cada 6 meses se
reemplazan dos fuentes de la periferia de solo 20mCi c/u.
Como desventajas tenemos la interferencia de datos.
- Corrección por segmentación, si bien con las fuentes lineales múltiples, se logra
mejorar la estadística, algunos equipos tienen como alternativa algoritmos de postprocesamiento. Esta seria una mejor opción ya que con esta aproximación se logra
disminuir el nivel de ruido, y el tiempo de adquisición, reduciéndose proporcionalmente
la dosis de radiación para el paciente.
3-Combinaciones SPECT/TC
Las adquisiciones pueden realizarse en equipos separados, pero este método tiene
varios inconveniente, la posición del paciente tiene que ser idéntica, movimiento
respiratorio, diferencias en el tamaño del pixel espesor y ángulo del corte. Se han
propuesto muchas técnicas para la correlación de las imágenes.
Como ventaja permite un uso flexible de los aparatos de la institución y no se necesita
invertir en el alto costo de equipos híbridos.
Los equipos multimodales SPECT/TC son superiores en comodidad y precisión del
registro, permitiendo adquirir en un solo examen las dos imágenes sin necesidad de
trasladar al paciente ofreciendo una corrección de atenuación mejor. Si se compara con
las fuentes de transmisión tiene varias ventajas
-el flujo de fotones es varios ordenes mayor, obteniendo una alta estadística y
consecuente disminución en el ruido y tiempo de adquisición.
-no hay interferencia entre emisión y transmisión (cross talk).
-no hay que remplazarlas por decaimiento, una vez comprado el equipo no hay que
hacer inversiones periódicas, disminuyendo el costo y aumentando la eficiencia, aunque
el precio al adquirir el sistema es mas elevado.
Entonces se puede considerar este método como el mejor para realizar la corrección de
atenuación no uniforme, aunque no hay que perder de vista que también es el método
que implica mas radiación para el paciente.
En PET podemos considerar los siguientes métodos:
1-Fuentes externas de transmisión.
Clásicamente se han utilizado fuentes puntuales móviles de 137Cs o lineales de 153Gd.
Muchos equipos utilizan como alternativa la corrección por segmentación mediante
algoritmos de post- procesamiento, así se disminuye el nivel de ruido producido por
baja estadística y el tiempo global del estudio sin comprometer la exactitud de la
cuantificación. También se reduce proporcionalmente la dosis de radiación en el
paciente. Hasta aquí serian los mejores los equipos .
2-PET/TC
Pueden hacerse las adquisiciones en equipos separados realizando la correlación de las
imágenes mediante software, ha demostrado tener mas éxito para órganos relativamente
fijos (como el cerebro). En órganos deformables (por ejemplo el hígado) o móviles
(base pulmones, corazón, colon) no ha tenido mucho éxito porque estos podrían
moverse libremente entre las exploraciones.
28
En los equipos híbridos combinan un TC helicoidal y un PET, evitando los problemas
para correlacionar las imágenes y realizan una corrección de atenuación ideal. Prestan
mayor rapidez y facilidad, tienen alta estadística, no hay interferencia entre datos, ni
necesita reemplazos periódicos por decaimiento, una vez comprado el equipo no hay
que hacer inversiones periódicas, disminuyendo el costo y aumentando la eficiencia,
aunque el precio al adquirir el sistema es mas elevado.
Una importante desventaja que no se puede dejar de lado es que este método incrementa
la radiación que recibe el paciente desde 0.4 a 3.3 mSv en comparación con las fuentes
de transmisión, por lo que la exploración PET/TC posiblemente seria el estudio que
más exposición implica para el paciente.
Pero como además los equipos híbridos permiten correlacionar de la mejor forma una
imagen de excelente calidad anatómica (TC) con la imagen funcional correspondiente
de la PET, obteniendo imágenes de fusión. La fusión de imágenes PET/TC es
sumamente útil en oncología, ya que permite comprobar que la captación patológica del
trazador, como la FDG, coincide con la masa o adenopatía aumentada de tamaño
detectada por la TC. Esto facilitaría la toma de muestras y la guía de biopsias o, incluso
la planificación de la radioterapia. Por eso muchas veces el uso de los equipos híbridos
seria la mejor elección siempre y cuando se pudieran aceptar los costos extras y la
exposición adicional a la radiación.
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