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Requisitos para la cuantificación
en SPECT y PET
Rafael Puchal
Radiofísico
Barcelona
¿ Qué es necesario para una correcta cuantificación?
¿Cuantificación?
Obtener una relación directa entre la actividad administrada y el número de
cuentas detectado para poder deducir la actividad detectada en el paciente.
¿Qué aporta ?
Poder tomar decisiones diagnósticas y terapéuticas basadas en la actividad detectada
en el paciente.
¿Cómo ha de ser?
Fiable- Menor incertidumbre y mayor precisión posibles: lo más “exacto” y lo
mas reproducible- variaciones de valor sólo debidas a la patología.
Sistematización de TODO el proceso de obtención de la información
Proceso de obtención de la información:
Administración
radiofármaco
Detección
Procesado
Visualización +
resultados
Administración de radiofármaco:
Fijar el procedimiento
Radiofármaco
Actividad administrada
Via y forma de administración (bolo, infusión,...)
Tiempo entre administración y adquisición
Preparación del paciente (reposo, hidratación, oscuridad...)
Colocación del paciente en el equipo detector (gammacámaras !)
Detección: Equipo + adquisición
Parámetros de la adquisición:
SPECT:
Colimador
Ajuste ventana/s energía
Órbita: tipo de órbita, número de proyecciones, tiempo por proyección,...
Matriz
...
PET:
Muestreo del sinograma-matriz
Número de “beds”
Tiempo de adquisición por “bed”
¿FOTO?
...
Sincronización (“Gating”)
Equipos híbridos:
CT:
Kilovoltaje
Intensidad
...
RM:
Secuencias de pulsos
...
Detección:
Aspectos físicos:
Atenuación
Radiación dispersa
Ruido
Aspectos instrumentales:
SPECT:
Baja resolución espacial
Variación de la resolución con la distancia
Resolución no estacionaria (isoplanatismo)
No uniformidad de: energía, linealidad,uniformidad de campo
PET:
Variación de la resolución con la distancia al centro
Detección de “randoms”
PET-SPECT/CT:
Registro entre modalidades
Todos estos efectos “degradantes” apartan la detección real de lo que sería un equipo
ideal que no distorsionara la información de la radiación emitida.
Esto implica la necesidad de correcciones
Correcciones:
Nivel instrumental en el equipo detector
Nivel de procesado
Correcciones en el equipo detector:
SPECT:
PET:
Uniformidad de campo
Constancia del centro de rotación
...
Randoms
Tiempo muerto
...
Propio equipo detector
+
Control de calidad
Correcciones en el procesado
Interacción de la radiación con los tejidos
hace disminuir la intensidad detectada respecto
a la emitida en función de los tipos de tejido
y de su extensión
Corrección de la atenuación:
SPECT
D₂
D₁
I₂
I₁
I₁
I₁ > I₂ → D ₁ =D₂
I₂
I₁ = I₂ → D ₁ < D₂
D₁
D₂
¿Atenuación en medios complejos (distintos tejidos) ?
La atenuación en MN se debe a la interacción de fotones con los electrones del medio
e-idi
ID
ID =IE· atenuación
5 6 7
I0
1
2
3
4
A1
A2
A6
A7
ID=I0·A1·A2·...·A7=I0·At
Ak=exp (-μkdk)
Atenuación en una dirección es el producto de todas las atenuaciones desde la
emisión a la detección
El problema es obtener cada μk y dk
El método de elección para obtener (μk dk) es TC que son mapas de μk para la energía de TC
Conversión de valores según energía de la exploración (PET ≠SPECT)
TC
PET
Mezcla: aireagua
Mezcla aguahueso
Los coeficientes de atenuación μk están relacionados con la densidad (electrónica) de
los tejidos.
(RM: Información sobre núcleos H no relacionada con la densidad de electrones)
Corrección de la radiación dispersa:
La interacción de los fotones con los tejidos
produce-por efecto Compton-un cambio de
dirección y de energía de su trayectoria.
Se detectan fotones que NO deberían detectarse y
no se detectan fotones que Si deberían detectarse.
Su intensidad y distribución dependen de cada paciente- depende de la forma de la
distribución de actividad y de los tejidos que la rodean.
Es un problema de gran complejidad.
Existen básicamente 4 aproximaciones para su corrección:
1) Utilizando la pérdida de energía en la interacciones
Separación de los fotones primarios y de los dispersados: Ventana de adquisición
Fotones
primarios
Fotones que han
sufrido alguna
dispersión
DEW, TEW: Actúan sobre los datos adquiridos (proyecciones) antes de la reconstrucción
restando una estimación de los dispersos.
2- Aproximación :
Métodos de deconvolución:
Se modela el efecto de la dispersión mediante la imagen de un punto emisor
(SRF)
Detectados=primarios + dispersados
dispersados=primarios x SRF
log del número de cuentas
SRF
p  p primarios  p primarios  SRF (x)
SRF ( x)  0.035  exp(-0.2  x)
posición respecto a la proyección del punto emisor


FT p 
p primarios  FT1 

 FT  SRF  
3- Aproximación :
Corrección iterativa de la dispersión:
Proyecciones
experimentales
Reconstrucción
iterativa
Proyección = proyección
experimental – dispersión
estimada
Estimación de la dispersión por Montecarlo o aproximación analítica
4- Aproximación :
Corrección iterativa de la dispersión:
inclusión de la dispersión en el proceso iterativo
Proyecciones
experimentales
Reconstrucción iterativa
Modelo de formación de imágenes que incluye la
dispersión Compton por simulación Montecarlo o
aproximaciones analíticas
Corrección de la resolución espacial
La baja resolución espacial produce una pérdida de nitidez de la
imagen y el efecto de volumen parcial (PVE) que afecta a la
cuantificación.
PVE ocurre cuando se obtiene
una imagen de un objeto menor
que el volumen sensible
En las lesiones calientes (tumores) el número de cuentas se desparrama
en una zona mayor que el tumor (spill-out), produciendo una disminución de su
actividad.
En lesiones frías, el fondo más activo se desparrama sobre la zona fría haciendo
aumentar la actividad de la lesión (spill-in)
PVE es importante en objetos de dimensión inferior a 2 ó 3 FWHM
Correcciones:
1-Mediante los coeficientes de recuperación que son la relación
entre la actividad real y la detectada calculada a partir de phantoms
2-Incluyendo la PSF en el modelo de formación de imágenes en
métodos de reconstrucción iterativa. Se consigue “desemborronar” la
imagen: aumenta nitidez y reduce efecto volumen parcial
Corrección de la resolución en SPECT y PET: En la reconstrucción tomográfica incorporando
la/las PSF en el algoritmo de reconstrucción en la matriz Aij que describe el sistema formador
de imágenes
Sin corrección
Con corrección
sin
con
Factores dependientes del paciente:
Movimientos periódicos: sincronización (“gated”)
Movimientos no periódicos:
Siemens
Calibración:
Consiste en obtener la relación entre la actividad en un volumen (MBq/ml) y el número de
cuentas detectado en este volumen (cuentas/voxel).
Siemens xSPECT
Procesado:
PET
Métodos de “rebinning” o manera de “re-empaquetar” los datos: 3D→2D en PET
Métodos de reconstrucción y de sus parámetros: FBP - (filtros, parámetros).
OSEM – (iteracions, subsets)
Procesado: Parámetros de la reconstrucción
OSEM 2it,
20ss
SUVg=10.8
SUVp=3.8
OSEM
5 it, 28 ss
Fourier rebinning
SUVg=10.3
SUVp=4.7
OSEM
2 it, 5 ss
Fourier rebinning
SUVg=8.6
SUVp=2.8
FBP
SUVg=10.4
SUVp=4.8
+SPECT
.
Cualificación del personal
Media(máximo)