Alumnos

Fusión de Estudios
Multimodales en
SPECT y Resonancia
Tálamo Mariel
Índice
Capitulo 1:
Adquisición de Estudios Multimodales.
Capitulo 2:
Metodología de la Técnica de Fusión.
Capitulo 3:
Aplicaciones Clínicas.
Capitulo 4:
Conclusiones.
Capitulo 5:
Artefactos.
Referencias.
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Adquisición de estudios multimodales
La Resonancia Magnética
La resonancia magnética (RM) es un fenómeno físico por el cual ciertas partículas como
los electrones, protones y los núcleos atómicos con un número impar de protones (Z) o
neutrones (N) pueden absorber selectivamente energía de radiofrecuencia al ser
colocados bajo un potente campo magnético.
Una vez que los núcleos han absorbido la energía de radiofrecuencia entran en
resonancia, devuelven el exceso energético mediante la liberación de ondas de
radiofrecuencia (relajación). Esta liberación induce una señal eléctrica en una antena
receptora conocida por FID (Free Induction Decay) con la que se puede obtener una
imagen de RM.
La señal de relajación depende del campo magnético que percibe el H (hidrogeno) en el
momento que va a liberar la energía, y de las facilidades que encuentra para liberarla.
Ello permite discriminar diferentes elementos de volumen.
Movimiento de presesión
El movimiento de presesión se realiza a una frecuencia (fp), llamada frecuencia
de presesión o de resonancia, que es proporcional al valor del campo magnético
percibido por el núcleo, siguiendo la llamada ley de Larmor:
fp = γ B/2π (Hz)
Donde γ es el cociente giromagnético nuclear, y B es el valor del campo
magnético.
El campo magnético B que percibe el núcleo, será la suma vectorial de tres
posibles componentes: el campo magnético principal, creado por el imán (B0); un
segundo campo magnético mucho mas pequeño, añadido externamente, que
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permitirá trabajar con la señal y que llamaremos campo magnético de los
gradientes (Bgrad); por ultimo, un campo magnético a nivel molecular muchísimo
mas pequeño, pero que puede jugar un papel primordial y que es individualmente
percibido por cada núcleo en función de la estructura bioquímica de su alrededor,
lo llamaremos campo magnético bioquimico (Bbioq).
B = B0 + Bgrad + Bbioq
La secuencia T1
Si estudiamos después de un pulso de radiofrecuencia, las variaciones en el
tiempo de la proyección sobre el eje longitudinal (Mz) del vector magnetización
(relajación longitudinal), cuando el valor de la proyección sea idéntico al valor
inicial de M, la relajación habrá terminado. El estudio de la relajación
longitudinal (Mz), nos da idea de la rapidez con que se alcanza de nuevo el estado
inicial.
La relajación longitudinal tiene la forma de una exponencial creciente, regulada
por una constante de tiempo expresada en milisegundos llamada T1.
Cuanto menor es el valor de T1, mas rápidamente se alcanza el estado de
equilibrio. Por lo tanto un T1 corto corresponde a una liberación rápida de
energía.
Matemáticamente la exponencial creciente viene regulada por la formula:
Mz = M (1 – k exp (-t/T1))
Donde k es un valor que depende del pulso inicial.
De esta formula deducimos que si k = 1, cuando el tiempo transcurrido a partir
del pulso inicial (t) sea igual a T1, Mz/M será igual a 0.63, lo que equivale a decir
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que el T1 es el tiempo que tarda la magnetización en recuperar un 63% de su
valor. El T1 no es el tiempo que dura la relajación.
Los valores de T1 aumentan con el valor del campo magnético.
La señal resultante del voxel dependerá en los tejidos orgánicos del grado de
libertad del agua que conformara los las diversas tonalidades de grises en la
imagen. Cuanto mayor es la libertad del agua, mayor es el valor de T1.
Una imagen estándar en T1 es aquella en la que la intensidad de la señal es
inversamente proporcional al valor de T1, y por lo tanto, directamente
proporcional a la facilidad de la relajación energética.
Tomografía por Emisión de Fotòn Único (SPECT)
La tomografía de emisión de fotón único permite conocer la distribución
tridimensional de un radionucleido en el interior del organismo. La detección de
una serie de fotones deberá proporcionar información acerca de la distribución
del radiofármaco en el organismo. Esta información, es de carácter
intrínsecamente tridimensional, porque cada corte tiene una sección y un área.
En SPECT, los datos se recogen por medio de imágenes planares en múltiples
direcciones, denominadas proyecciones. El procesado de dichas imágenes,
permite conocer la distribución interna del radionucleido, es decir, reconstruir su
distribución tridimensional. La actividad de fondo esta prácticamente eliminada
en las imágenes tomográficas, y en consecuencia, el contraste es mayor.
Las imágenes en SPECT se presentan normalmente en forma de cortes
bidimensionales, cada uno en una posición distinta en la tercera dimensión. Ello
permite por un lado medir tamaño y volúmenes, con limitaciones impuestas por
la resolución del sistema, y por otro, localizar, mejor que en gammagrafía planar,
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las distintas estructuras, eliminándose en gran medida los efectos de las
estructuras de planos contiguos.
El Proceso Tomográfico
Los datos se obtienen en forma de imágenes planares en una serie de ángulos
alrededor del paciente. El giro total suele ser de 360º, y el número de
proyecciones de 60 a 128. La información en cada imagen o proyección equivale
a un valor (numero) en cada uno de los elementos (pixels) de la matriz de
adquisición. Así, el contenido de cada píxel representa la suma de la actividad
(del radionucleido) a lo largo de la línea paralela a la dirección de los agujeros
del colimador.
La distribución tridimensional del radionucleido en el paciente se puede
considerar como una serie de secciones o cortes bidimensionales paralelos entre
si y perpendiculares al eje de giro del cabezal detector. En cada una de las
proyecciones, la información de cada corte se obtendrá en la misma fila de matriz
de proyección, proporcionando los pixels de dicha fila el perfil de la distribución
del radionucleido. El tamaño de la matriz de adquisición suele ser de 64x64 o
128x128. Si la matriz es de 128x128, se pueden en principio generar 128 cortes
tomográficos, siendo los perfiles en las proyecciones de 128 elementos.
Una primera aproximación para obtener el corte tomográfico consiste en
proyectar cada uno de los perfiles y superponerlos en una matriz. En el proceso
de retroproyecciòn se asigna el mismo valor a cada píxel de la fila del corte
tomográfico que contribuye al perfil proyectado. A este modo de obtener las
imágenes tomográficas se lo denomina superposición lineal de retroproyecciones.
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Parámetros de Adquisición
Los parámetros de adquisición, son los parámetros que condicionan la calidad de
la imagen final.
Fijados el órgano a estudiar y el sistema tomográfico que se va a emplear
(detector y colimador), la adquisición de la información por medio de distintas
proyecciones bidimensionales alrededor del paciente implica la selección de una
serie de parámetros como son el numero de proyecciones, el tiempo por
proyección, el ángulo total de giro, la dirección de rotación, la adquisición por
pasos o continua, el tipo de orbita, los radios de giro, la ventana de energía y la
matriz de adquisición. Todos estos parámetros repercuten en la resolución y en la
riqueza fotónica de las imágenes planares a partir de las cuales se obtendrán los
cortes tomográficos de la distribución del radiofármaco.
Al incrementar el número de proyecciones mejora la calidad de imagen,
reduciéndose el artefacto estrella. Así, en una rotación de 360º, un número de
proyecciones inferior a 60 puede introducir artefactos, siendo entonces el número
normal de 64 o 128 para matrices de 64x64 o 128x128 respectivamente.
El radio de rotación del cabezal detector alrededor del paciente deberá ser el
menor posible, ya que la distancia fuente – detector es la principal causa de
reducción de la resolución.
Una imagen con estadística ideal puede quedar con artefactos evidentes si el
paciente se mueve.
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Parámetros de Reconstrucción Tomográfica
Con el fin de mejorar la imagen pueden realizarse en determinados estudios,
correcciones de atenuación y de dispersión. Existen distintas aproximaciones
para la corrección de atenuación, como la de Chang:
If = I0 e-µx
Donde µ= 0.12 aproximadamente.
Cuya implementación suele utilizar métodos iterativos (MLEM – Maximum
Likelihood Expectation Maximization).
Estos métodos dependen tanto del sistema SPECT que se utilice, como de la
posibilidad de realizar estudios de transmisión y emisión. La utilización de estas
correcciones debe realizarse con cuidado, debido a la posibilidad de introducir
artefactos, como la sobreestimación de actividad en el centro de la imagen.
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Metodología de la Técnica de Fusión
Fusión
La fusión de imágenes es la superposición de datos, voxel a voxel, de dos imágenes
obtenidas en diferentes modalidades (por ejemplo una imagen de TC y una de MRI, una
de SPECT y una de PET) en forma volumétrica.
Usos
A la fusión de imágenes se le puede dar diferentes usos y combinaciones.
Combinaciones de:
Imágenes de MRI y CT para el descubrimiento y diagnóstico de: meningiomas,
neuromas del nervio craneal, gliomas, infecciones micóticas, daño accidental de
los nervios craneales, etc.
Imágenes del cerebro de MRI y SPECT: focos epilépticos, inflamaciones,
metástasis, etc.
Imágenes del cerebro de MRI y PET.
Imágenes del cerebro de MRI con CT adquiridas con cuadros estereotácticos.
Imágenes de pelvis de MRI, CT y PET.
Imágenes de cuello de MRI y PET.
Clasificación de las fusiones:
Datos anatómicos con datos anatómicos: Comúnmente CT con MRI.
Combinando tejidos de alta intensidad como el hueso (CT), y tejidos blandos
(MRI), complementando información usando diferentes recursos anatómicos.
Esto se puede realizar en el mismo paciente, en diferentes momentos.
Datos anatómicos con datos funcionales: Por ejemplo, es mapeada la actividad
de diferentes áreas del cerebro sobre los datos anatómicos. Comúnmente CT –
MRI con SPECT – PET – fMRI. Esto se puede realizar en el mismo paciente, en
el mismo día pero en diferentes equipos. Usos: Se utiliza para la búsqueda de
enfermedades neurológicas y psiquiátricas, para el planeamiento de radioterapia
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y neurocirugías (esto requiere un buen conocimiento del nivel de actividad del
área que será extirpada o irradiada, para así poder evaluar secuelas post
quirúrgicas). La localización certera de tumores es fácilmente detectable por
niveles de alta actividad si los datos funcionales se correlacionan con los
anatómicos.
Datos anatómicos con representaciones de superficies sólidas sintéticas: Los
datos anatómicos algunas veces podrían ser unidos con modelos sintéticos,
creados usando herramientas del sistema CAD. Por ejemplo: En una simulación
de cirugía, puede ser simulada la interacción de un modelo sintético de un
escalpelo con datos de MRI, lo cual es útil para un planeamiento y
entrenamiento de cirugía. Otra aplicación es la simulación de colocación de
prótesis en un paciente antes de la intervención real.
Otros criterios de clasificación:
Variación de los datos a lo largo del tiempo.
Datos estáticos con datos estáticos: Integración entre uno u otro dato anatómico,
funcional, o entre ambos en diferentes momentos.
Datos estáticos con datos dinámicos: La información funcional de SPECT, PET
está relacionada a la actividad, de todos modos cada conducta tiene variaciones a
lo largo del tiempo. El estudio de esta información es importante para el estudio
de distintas enfermedades neurológicas y neuropsiquiátricas, porque muestra la
relación entre las funciones internas del cerebro y la conducta del paciente.
Materiales y Métodos
En este trabajo se procesaron imágenes de tumores de Sistema Nervioso Central en el
Laboratorio de Neuroimágenes de FLENI que fueron adquiridas, por los métodos de
resonancia magnética (con resonador General Electric SIGNA CVI de 1.5T) y por
SPECT (cámara de doble cabezal ADAC) con MIBI marcado con 99mTc (20 – 25 mCi),
que penetra donde la barrera hematoencefàlica esta disrupta siendo solo captado por
tejido tumoral viable.
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Una vez adquiridas las imágenes de los pacientes, estas son transferidas por la red
interna del establecimiento a través del sistema Dicom a la computadora en dónde se
fusionaran. Una vez transferidas, las imágenes se fusionan por medio del método
“Interative Match”, (método actualmente utilizado para tal fin), a través del programa
“Analyze” (desarrollado por la clínica Mayo, USA).
Método Interative Match
El registro de imágenes fue ejecutado por la transformación de un cuerpo rígido. En los
estudios de MRI se mantuvieron los parámetros de adquisición fijos, y el estudio de
SPECT es reorientado con respecto a la RM realizando movimiento de cuerpo rígido en
sus seis grados de libertad: translación y rotación a lo largo de los tres ejes ortogonales.
La imagen escalar fue determinada desde el tamaño de píxel y el ancho de corte de
ambos estudios.
El programa Analyze utiliza como base la imagen tomada por el resonador, la cual tiene
una matriz de 256 x 256, y a ella se superpone la imagen adquirida en SPECT, la cual
tiene una matriz de 128 x 128.
Este programa, se ocupa a través de una matriz de roto - translación, de superponer las
dos imágenes adquiridas con distintos tamaños de matrices, modificando el tamaño de
los píxeles, de manera tal que estas dos imágenes puedan quedar superpuestas en una
matriz en común, para así evitar diferencias entre los tamaños de imagen, y de esta
forma, poder analizarlas con mayor exactitud.
La matriz del SPECT, es llevada a las dimensiones de 256 x 256, para poder ser
reorientada a la matriz de base (la de resonancia), la cual fue adquirida en estas
dimensiones.
A continuación se presenta la matriz de transformación:
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Esta matriz nos muestra en las primeras tres columnas los números escalares de la
transformación de la matriz de SPECT en los ejes X, Y, y Z respectivamente; y en la
ultima columna nos muestra la translación de la misma.
Este programa nos permite trabajar con una escala de 256 tonos de grises, pero también
podemos utilizar la escala de colores igual a la que están acostumbrados a trabajar los
médicos que informan los estudios de Medicina Nuclear.
La fusión a través de este programa se realiza en los 3 planos simultáneamente de
manera de poder visualizar cualquier plano (axial, coronal o sagital) ya que el volumen
resultante es tridimensional.
Si bien el programa Analyze realiza la fusión automáticamente, el operador puede
realizar correcciones manualmente en caso de ser necesario (píxel a píxel), hasta llegar a
la localización deseada.
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Aplicaciones Clínicas
La fusión de imágenes médicas es requerida cada vez más para el diagnóstico,
planificación de tratamientos, detección de cambios de las lesiones en el tiempo y su
evolución post tratamiento.
La validez de cada técnica de registro para las aplicaciones clínicas requiere cambios
particulares, porque cada imagen y cada órgano, requieren una evaluación por separado
para una mejor exactitud.
Aplicaciones en Neurología
El registro de estudios multimodales, incluyendo PET o SPECT, tuvo que ser usado en
distintas aplicaciones neurológicas. Un ejemplo clínico es la combinación de imágenes
de MRI con SPECT para epilepsia.
Aunque la imagen de SPECT muestra los focos en la epilepsia, la información de la
imagen de MRI es necesaria para la correlación anatómica durante el procedimiento
quirúrgico. Otra aplicación para la combinación de MRI y SPECT es la posibilidad de
localizar anatómicamente regiones de interés. La cuantificación de la imagen puede ser
improvisada en estudios de neuroreceptores cuando se están usando los bordes
anatómicamente correctos de los ganglios basales.
Las imágenes de MRI también pueden ser útiles en la localización anatómica del foco
activo en SPECT.
Aplicaciones en Oncologìa
La primera aplicación oncológica que se uso fue en cerebro, con varias combinaciones
de imágenes (PET, CT y MRI).
Los planes de tratamiento de radioterapia, incorporan información de PET o SPECT
para cáncer de cerebro, pulmón, cabeza y cuello y abdomen.
Generalmente para oncología se usan las imágenes de PET, ya que estas pueden
identificar lesiones adicionales y tejido necròtico que no necesita ser irradiado. La
fusión de las imágenes de PET y CT, pueden definir el volumen tumoral, para luego
poder planear la cirugía o el tratamiento.
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Limitaciones
Las regiones de tórax y abdomen pueden estar significativamente deformadas. En la
región pélvica, requiere mayor exactitud que la torácica, por los falsos positivos que
pueden generarse en la vejiga y en el tracto urinario, y no dejan ver estructuras
adyacentes en donde generalmente puede haber lesiones malignas, como por ejemplo en
los ovarios.
En el tórax estos artefactos son producidos por el movimiento respiratorio ya que tanto
la RM y la tomografía son adquiridas en apnea mientras que el SPECT con respiración
normal siendo muy dificultosa la realización de la fusión sin hacer las correcciones con
GATED respiratorio.
A continuación se presentan una serie de imágenes fusionadas:
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En estas imágenes podemos ver tanto los cortes axiales adquiridos por resonancia
magnética y con SPECT, como la fusión de las mismas.
En las imágenes de arriba a la izquierda visualizamos los cortes axiales de la obtención
de la resonancia, así también, en las imágenes inferiores podemos ver la obtención
adquirida por el SPECT, en donde vemos claramente la fijación del MIBI. El resultado
de estas dos imágenes, se puede visualizar en las imágenes superiores derechas, en
donde podemos observar la superposición de información anatómica de la resonancia
con la información de la localización del tumor que nos brinda el SPECT por la fijación
del MIBI, de este modo, los médicos podrán obtener información más certera de la
localización del tumor, y realizar un diagnostico mas preciso del mismo.
En estas imágenes, se utilizó tanto la escala de grises como la de colores a la que los
médicos están acostumbrados en Medicina Nuclear.
En el cuadrante inferior izquierdo, podemos observar la matriz de la imagen fusionada,
la cual se encuentra entre paréntesis, lo que simboliza las posiciones “X”, “Y” y “Z” del
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espacio, lo que nos permite ubicarnos en los planos “axial”, “sagital” y “coronal”
respectivamente para su visualización.
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Conclusiones
La fusión de imágenes es un método de gran utilidad que nos permite obtener
correlaciones anatómicas en los estudios funcionales de SPECT, para así poder
identificar la extensión territorial de las lesiones tumorales, que en estudios puramente
anatómicos, como es la resonancia magnética, que a veces dificulta poder determinar los
bordes de las mismas, también es útil para la planificación de cirugías, de tratamientos
de radioterapia y determinación del área donde se realizara la biopsia stereotaxica de
manera de obtener una muestra representativa del tejido tumoral viable (ya que toman la
muestra en donde hay mayor concentración de contraste).
Es muy útil para la identificación anatómica de distintas enfermedades neurológicas y
neuropsiquiatricas, como en pacientes con Alzheimer, depresión, etc.
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Artefactos
Un artefacto en la imagen, es cualquier cualidad de la imagen que no este presente en el
objeto original reflejado.
Artefactos en resonancia
Los artefactos en proyección de imagen de resonancia magnética se clasifican
típicamente en cuanto a su fuente como por ejemplo:
•
Fisiológicos (movimiento, flujo).
•
De Hardware.
•
Físicos (cambios de susceptibilidad, metales, químicos).
A continuación se presentan algunos artefactos comunes en resonancia
magnética:
Artefacto de aliasing: El aliasing es un artefacto que ocurre cuando el campo visual
(FOV) es más pequeño que la pieza del cuerpo que es reflejada. Proyecta a la parte del
cuerpo que esta más allá del borde del FOV al otro lado de la imagen.
El aliasing en la dirección de la frecuencia puede ser eliminado muestreando la señal
dos veces tan rápidamente o aplicando los filtros específicos de la frecuencia a la señal
recibida.
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Este estudio muestra (en el círculo rojo) en la imagen de la parte superior de la
pierna, la imagen de la pierna en una zona más baja.
Movimiento del paciente: El movimiento del paciente durante las exploraciones es a
menudo un problema de la proyección de la imagen. Los artefactos del movimiento
paciente son extensamente variados debido a que ocurren durante el llenado del espacio
K.
El artefacto aparece como una repetición de rayas, como el resultado del movimiento
causado por la respiración durante la adquisición de la imagen.
Movimiento Cardiaco: El movimiento del corazón causa imágenes secundarias. Los
artefactos aparecen en la dirección de la codificación de fase, independiente de la
dirección del movimiento.
El movimiento cardíaco, causa una imagen secundaria, en este caso fuera del paciente.
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Interferencia: La interferencia, es un artefacto introducido en imágenes por la
interferencia entre los cortes adyacentes de una exploración, causadas por un perfil del
corte que no es ideal. Si las distancias del corte son demasiado pequeñas, pueden
afectar el contraste en T1.
Artefacto de la corriente de Foucault: Las corrientes de Foucault pueden causar
artefactos en imágenes y pueden degradar seriamente el funcionamiento total del imán.
La distorsión de la imagen es visible
Las áreas negras con puntos brillantes y
sobre todo el corte.
una mala calidad total de la imagen, son
características
para
esta
clase
de
artefacto.
Artefacto de la inhomogeneidad del campo: Es un disturbio de la homogeneidad
del campo, debido a el material magnético (dentro o fuera del paciente), de problemas
técnicos o de la exploración en el borde del campo. El mismo problema aparece
explorando a una distancia del isocentro en la dirección izquierda – derecha o el campo
visual demasiado grande.
Artefacto Del Flujo: Los efectos del flujo en MRI pueden producir una gama de
artefactos. Incluyen generalmente el vaciado de flujo y turbulencias, causados por la
sangre, que fluye rápidamente. Un líquido que atraviesa una rebanada puede
experimentar un pulso del RF y entonces fluir de la rebanada para el momento en que se
registre la señal (porque el tiempo de la repetición (TR) es asincrónico con el flujo
pulsátil.
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Artefacto de flujo, visto como una línea brillante a lo largo del centro del hueso femoral.
Artefacto de la imagen secundaria: Es un artefacto causado por el movimiento
(respiratoria, movimiento del intestino, latido del corazón) asociado sobre todo a la
dirección de la fase.
Imagen secundaria de la grasa abdominal.
Artefacto de Gibbs: Este artefacto es una serie de líneas brillantes u oscuras en
paralelo y adyacentes a las fronteras del cambio precipitado de la intensidad en una
imagen.
Artefacto del metal: El metal ferromagnético causará una inhomogeneidad en el
campo magnético, que alternadamente causa un vacío local de la señal, acompañado a
menudo por un área de alta intensidad, así como una distorsión en la imagen. Crean su
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propio campo magnético y alteran dramáticamente las frecuencias de presesión de
protones en los tejidos finos adyacentes. El tejido fino adyacente a componentes
ferromagnéticos se influencian por el campo magnético inducido.
Este artefacto es causado por un elemento metálico en la manga del paciente.
Artefacto de volumen parcial: Un artefacto de volumen parcial es causado por el
tamaño del voxel de la imagen. La pérdida de resolución es causada por las
características múltiples presentes en el voxel de la imagen.
Artefactos en Medicina Nuclear
La Medicina Nuclear depende de múltiples factores difícilmente estandarizables.
Los datos crudos deben ser de la mejor calidad posible y constituir un conjunto de
información lo suficientemente importante como para que el ruido estadístico no
deteriore significativamente la imagen. Es importante tomar todas las precauciones
posibles a fin de que los datos crudos contengan desde su inicio, la menor cantidad de
deterioros posibles.
Se denomina “artefacto” a toda información espuria contenida en la imagen que tiene la
peculiaridad de tener una cierta estructura geométrica. El origen de los artefactos es
muy diverso, desde la contextura física y fisiológica del paciente, que hacen que zonas
hepáticas o intestinales aparezcan hipercaptantes y cerca del miocardio, generando
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abundante radiación dispersa sobre el mismo, una moneda olvidada en el bolsillo de la
camisa, hasta contaminación sobre el cabezal o la ropa del paciente, solo por nombrar
los mas comunes.
Existen otras fuentes de artefactos que están relacionadas con los parámetros de calidad
del equipo. Por su fuerte influencia sobre las imágenes, nos referimos en particular a
tres de ellos: la uniformidad planar (UP), la uniformidad tomográfica (UT), y el centro
de rotación (COR – Center of Rotation).
En el caso de la UP y el COR, los equipos tienen incorporadas rutinas de corrección de
dichos parámetros a partir de adquisiciones específicas que es necesario efectuar.
La UT puede ser considerada como un indicador de la performance del sistema, en la
que se ven reflejadas las diferencias en la corrección de los parámetros anteriormente
mencionados y demás factores que intervienen en la adquisición y procesamiento de la
imagen tomográfica.
Uniformidad Planar: La UP evalúa la constancia de sensibilidad del sistema detector
en toda su superficie. Este parámetro suele ser altamente variable, fundamentalmente en
los sistemas de cierta antigüedad. Esto se debe a que como el sistema detector tiene
muchos fototubos (del orden de 70 o mas), una mala sincronización de la ganancia de
todos ellos produce diferencia de sensibilidad en distintos puntos del detector. Si bien se
expresan como no homogeneidades de captación, en realidad son problemas originados
en uno o varios de los fototubos.
La UP puede ser calculada de manera intrínseca o extrínseca. En un primer caso se
determina su valor sin las distorsiones que aporta el colimador, y en el segundo se
considera todo el conjunto.
La UP se adquiere con dos objetivos y frecuencias diferentes: diariamente, a fin de tener
información antes de comenzar el trabajo cotidiano sobre el estado del equipo; y
semanalmente, como matriz de corrección de las proyecciones de los estudios
tomográficos. La matriz de corrección de uniformidad es única para cada configuración
utilizada, y sirve para corregir los estudios tomográficos que hayan sido adquiridos con
la misma configuración.
Uniformidad Tomográfica: Evalúa la eficiencia del sistema para generar cortes
transversales homogéneos de una distribución volumétrica de actividad constante.
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En el caso de imágenes tomográficas obtenidas con orbitas circulares y sistemas
equipados con colimadores de agujeros paralelos, una mala corrección de la
uniformidad planar repercute en el corte transversal generando un conjunto de anillos
concéntricos de intensidad variable, centrados en el punto de la imagen que se
corresponde con el centro de rotación. El fenómeno es tan importante que una
uniformidad intrínseca del 1% puede llegar a generar artefactos anulares de gran
intensidad.
Centro de Rotación: Los estudios tomográficos requieren de una estricta alineación
mecánica, electrónica y digital de los componentes físicos del SPECT. Esta demanda
afecta al sistema de rotación del cabezal y la matriz de adquisición. El conjunto debe
operar como un todo armónico, de manera tal que la proyección del eje de rotación del
gantry coincida con el centro de la matriz de reconstrucción durante toda la adquisición
del estudio.
El COR, evalúa el grado de acoplamiento dinámico de estas partes, a lo largo de una
rotación completa del cabezal.
Dado que el COR es un parámetro de performance de todo el sistema, debe evaluárselo
para cada colimador y cada energía (isótopo).
El problema de las estructuras pequeñas
El poder de la MN como método de diagnostico por imágenes, es su capacidad de
detectar patologías en un estudio temprano. Las lesiones, tanto frías como calientes, son
expresión de patología que cuanto antes sean captadas por el sistema, mayor será la
posibilidad de recuperación del paciente. Es por ese motivo que tanto la resolución
espacial como la resolución del contraste son dos parámetros críticos a la hora de
determinar la capacidad de un equipo para detectar estructuras pequeñas.
Resolución Espacial: Tanto en sistemas tomográficos como planares, refiere la menor
distancia a la que tienen que estar separadas dos fuentes puntuales para que en la
imagen aparezcan como independientes. En otras palabras, determina la habilidad del
sistema para evaluar detalles de la imagen. La resolución espacial en imágenes
tomográficas depende de los mismos factores de una cámara gamma planar, con el
agregado de otros exclusivos del proceso de adquisición y procesamiento tomográfico.
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La resolución espacial se cuantifica calculando el ancho del perfil de la imagen de una
fuente puntual a la mitad de su máxima altura. Se lo denomina FWHM (Full Width Half
Maximum). Cuanto mayor sea el FWHM, peor será la resolución del sistema.
Su valor depende también de la posición de la fuente en el campo de visión del detector.
Resolución del Contraste Tomográfico: Evalúa la capacidad del sistema para
distinguir entre las cuentas concentradas en una región del espacio y su entorno. En
otras palabras, determina la habilidad del sistema para describir cambios bruscos de
densidad de información.
Esta resolución es siempre superior en las imágenes tomográficas, dado que se evita el
fenómeno de la superposición de estructuras.
Tiene el inconveniente de que la resolución espacial esta disminuida debido a la
distancia fuente – detector.
Los parámetros que lo afectan son fundamentalmente la resolución energética, el filtro
de reconstrucción y el medio dispersor. La resolución del contraste tomográfico
depende fundamentalmente del tamaño de la lesión caliente. A tal punto que la
evolución de la relación entre su valor y el diámetro de dicha lesión con respecto al
FWHM del sistema, se describe detalladamente mediante la llamada curva de
recuperación del contraste, que permite cuantificar y eventualmente corregir el
denominado efecto de volumen parcial.
Efecto de Volumen Parcial: Se denomina efecto de volumen parcial a la disminución
aparente del contraste de lesiones o estructuras cuyo tamaño es del orden de la
resolución espacial del sistema.
En tomografía es necesario hablar del Volumen de Resolución (VR), dado que la
distribución espacial se registra en sucesivos cortes que tienen un espesor determinado
(como mínimo 1 píxel). Lo que sucede con estructuras de volumen menor que el VR, es
que sufren una “expansión” aparente de tamaño hasta alcanzar al VR, lo cual disminuye
su concentración aparente.
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Referencias
•
Piote J. Slomka, PhD. Software Approach to Merging Molecular with Anatomic
Information. The Journal of Nuclear Medicine – Vol. 45 – No. 1 – Jan. 2004.
•
Yang – Ming Zhu. PhD; and Steven M. Cochoff, MS. Influence of
Implementation Parameters on Registration of MR and SPECT Brain Images by
Maximization of Mutual Information. The Journal of Nuclear Medicine – Vol.
43 – No. 2 – Feb. 2002.
•
Thomas Pfluger, Christian Vollmar, Axel Wismuller, Stefan Dresel, Frank
Berger, Patrick Suntheim, Gerda Leinsinger, and Klaus Hahn. Quantitative
Comparison of Automatic and Interactive Methods for MRI – SPECT Image
Registration of the Brain Based on 3 – Dimensional Calculation of Error. The
Journal of Nuclear Medicine – Vol. 41 – No. 11 – Nov. 2000.
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