PROYECTO FINAL INTEGRADOR TÉCNICAS DE SPECT DE PERFUSIÓNCEREBRAL ALUMNA: Andrea Susana Aguirre, Universidad Nacional de General San Martín SERVICIO DE MEDICINA NUCLEAR: Diagnóstico Médico, Junín 1023, Capital Federal. PROFESIONAL A CARGO: Dr. David Huanambal, Lic. Amalia Pérez FECHA DE PRESENTACIÓN: 23/02/2006

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ÍNDICE Introducción Radiofármacos Protocolo de Adquisición • Posicionamiento y preparación del paciente • Estudio basal • Estudio de activación • Parámetros de adquisición Protocolo de Procesamiento • Retroproyección Filtrada • Método Iterativo • Representación de las imágenes Control de calidad • Parámetros de calidad • Factores físicos que afectan la formación de la imagen Artefactos de imagen • Errores en el centro de rotación • Movimiento • Deficiencias en la Uniformidad Tomográfica Cuantificación Influencia de parámetros de reconstrucción en la calidad de la imagen Referencias Bibliográficas

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INTRODUCCIÓN La Medicina Nuclear (MN) es una técnica que proporciona información funcional y metabólica de la perfusión de tejido cerebral gracias a la administración de un radiofármaco (radioisótopo ligado a un fármaco) por vía intravenosa. Si las imágenes son adquiridas con un sistema tomográfico propio de esta disciplina SPECT (Single Photon Emisión Computed Tomography) se podrá observar la actividad del tejido según cortes que atraviesan el órgano y permiten obtener información tridimensional de la concentración del radiofármaco. Los últimos desarrollos tecnológicos introducidos en los sistemas SPECT permiten utilizar esta técnica como una alternativa viable al PET (Positron Emisión Tomography), que hasta el momento se presenta como demasiado inaccesible por su alto costo y baja disponibilidad de equipamiento en nuestro medio. La dosis de radiación que recibe el paciente es comparable a la que se recibe en una exploración rutinaria de rayos X. El estudio dura aproximadamente entre 20 y 30 minutos, y una vez que finaliza, el paciente puede volver a sus actividades normales. APLICACIONES CLÍNICAS Algunas de las indicaciones para la realización del SPECT de perfusión cerebral son: • detección de enfermedades cerebrovasculares (AIT, infarto cerebral,

hemorragia subaracnoidea) • localización pre-quirúrgica de focos epilépticos • diagnóstico positivo y diferencial de demencias • evaluación de traumatismo encéfalo-craneano • diagnóstico de muerte cerebral Los estudios de SPECT de perfusión cerebral son utilizados para diagnóstico, pero además son útiles en aplicaciones terapéuticas e investigación clínica. En el caso de su uso en diagnóstico, son útiles para reconocer alteraciones de la función regional cerebral cuando la CT (Tomografìa Computada) o RM (Resonancia Magnética) muestran sólo descubrimientos no específicos (por ejemplo: atrofia cerebral). Son útiles en el diagnóstico diferencial de demencias, hay diferentes patrones de perfusión donde cada uno se asocia con un tipo de demencia particular. Sin embargo, los estudios de SPECT de perfusión cerebral tienen baja especificidad ya que el mismo patrón puede encontrarse en distintas patologías. Por este motivo es que los hallazgos de los estudios de SPECT deben acompañarse del correspondiente examen clínico y estudios complementarios como la TC o IRM. Los estudios de SPECT muestran también su utilidad asociados con ciertas aplicaciones terapéuticas, por ejemplo la detección prequirúrgica de focos

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epilépticos en pacientes destinados a tratamiento médico. También pueden ser útiles en el monitoreaje de los cambios introducidos por intervenciones médicas, quirúrgicas y neurológicas específicas, o para el seguimiento de enfermedad cerebrovascular o traumatismo encéfalo-craneano. El SPECT de perfusión cerebral puede realizarse en una situación basal de reposo (SPECT basal) o mediante la aplicación de estímulos sensoriales, motores o tareas cognitivas que provoquen cambios detectables del FSCR (flujo sanguíneo cerebral regional) (SPECT de neuroactivación). También pueden utilizarse fármacos para inducir cambios en el FSCR (SPECT de intervención farmacológica). En estos casos debe administrarse el radiofármaco durante la tarea cognitiva o la estimulación, o en el momento que el fármaco produce el máximo efecto farmacológico. EQUIPAMIENTO: SPECT Los estudios de SPECT cerebral reproducen la distribución espacial del radiofármaco a través de imágenes que describen cortes transversales, sagitales y coronales. Los datos se adquieren de múltiples direcciones, denominadas proyecciones. Las proyecciones se obtienen por la rotación de la/s cabeza/s de detector/es de la cámara gamma (cámara Anger) alrededor del eje cráneo-caudal del paciente. El SPECT produce una mejor calidad de imagen que los estudios planares (2-D) porque los cortes mejoran el contraste de la imagen, por lo tanto la relación señal-ruido se incrementa notablemente. Fig. I: Equipo SPECT doble cabezal. SIEMENS.

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RADIOFÁRMACOS Introducción La fisiología del cerebro requiere de trazadores que crucen la barrera hemato-encefálica (BHE) intacta, la barrera protectora que permite el paso de ciertas sustancias de la sangre al cerebro, distribuyéndose proporcionalmente al flujo sanguíneo cerebral regional (FSCR) y permaneciendo fijados en el cerebro tiempo suficiente para permitir la obtención de las imágenes de SPECT. El radiotrazador debe tener extracción plasmática casi completa sin redistribución o retrodifusión y permitir un marcado estable con un isótopo de disponibilidad general. Por lo tanto los compuestos deben ser lipofílicos, lo cual les permite ligarse a eritrocitos y atravesar la membrana por mecanismos de difusión pasiva. El cociente de flujo sustancia gris - sustancia blanca es aproximadamente 4:1. Este patrón de distribución del radiofármaco puede ser afectado por factores como la estimulación visual, auditiva y somatosensorial. Distribución del radiofármaco en el cerebro En general, la captación normal del radiofármaco de perfusión sanguínea en el cerebro es simétrica en ambos hemisferios, a pesar de que ambos hemisferios cerebrales no son completamente simétricos ni anatómica ni funcionalmente. La diferencia de captación entre los hemisferios es inferior al 5% en la mayoría de las regiones cerebrales. Es importante para la interpretación, conocer los patrones normales de distribución por edades, el trazador utilizado y las condiciones ambientales de inyección. Las imágenes muestran más actividad en los hemisferios cerebelosos, luego en la región occipital seguida de la frontal y temporal y, finalmente, la parietal. La sustancia blanca se muestra menos perfundida y los ventrículos laterales fríos. Las distintas patologías se presentan de diferente manera dependiendo del grado de captación del trazador. La hipo e hiperperfusión son los patrones más comúnmente descritos en la patología psiquiátrica, generalmente en regiones cerebrales anatómicamente normales. Las imágenes frías generalmente corresponden a lesiones estructurales. Algunos patrones anormales de la distribución del radiofármaco son los siguientes: • Ausencia de captación: se puede presentar en regiones infartadas, edema,

LCR (por ejemplo: atrofia), lesiones que ocupan el espacio (por ejemplo: tumores o quistes) o secuelas quirúrgicas.

• Hipoperfusión: áreas de perfusión reducida que pueden ser indicadoras de isquemia, atrofia (disminución en el número de neuronas), hipometabolismo (disminución en la actividad neuronal), diasquisis, demencia, epilepsia (interictal), patología psiquiátrica o trauma.

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• Hiperperfusión: áreas de hipercaptación que pueden indicar el orígen de focos epilépticos (epilepsia ictal), perfusión de lujo, neuroactivación, patología psiquiátrica, encefalitis (fase aguda) o algunos tumores (por ejemplo: meningioma).

Sin embargo, estas alteraciones del flujo sanguíneo no son específicas, ya se ha mencionado que un mismo patrón de perfusión puede encontrarse en varias patologías. 99m Tc- HMPAO El d,1-hexametilpropilenoamino oxima o exametazima (HMPAO) es un compuesto lipofílico, por lo que cruza fácilmente las paredes capilares. Es químicamente inestable in-vitro tras su unión al 99m Tc (por oxidación), formándose compuestos menos lipofílicos que limitan su vida útil a los 30 minutos del marcado. Para resolver este problema se desarrolló un método de estabilización mediante la adición de hexahidrato de cloruro de cobalto. Luego de su administración intravenosa, el HMPAO es rápidamente fijado a proteínas. Presenta una extracción en el primer paso del 70-80 %. La distribución del HMPAO es proporcional al FSCR, aunque el cociente sustancia gris / sustancia blanca es 2.5: 1, en comparación al cociente esperado 4:1. Por lo que podemos llegar a las siguientes conclusiones: 1- El HMPAO parece sobreestimar ligeramente los flujos bajos mientras que subestima el flujo sanguíneo cerebral regional por encima de los 200 ml/min/gr de tejido. 2- El 99m-Tc-HMPAO cruza la barrera hemato-encefálica por difusión pasiva y es captado por el sistema nervioso central con un pico máximo de actividad que ocurre entre 1 y 2 minutos después de la inyección y el 4-7 % de la dosis inyectada permanece dentro del cerebro. Debe asegurarse una pureza radioquímica alta del HMPAO antes de la inyección, ya que sólo una porción pequeña de la dosis inyectada alcanzará el cerebro. Dicha pureza radioquímica se alcanza si se sigue correctamente el proceso de marcación: 1. tiempo desde la última elución del generador menor a 24 horas, 2. tiempo desde que se eluyó la dosis de 99m Tc menor a 2 horas y 3. tiempo desde que el vial frío fue marcado con 99m Tc fresco menor a 20

minutos. También se recomienda evitar la mezcla de 99m Tc-HMPAO con sangre durante la inyección intravenosa, porque los componentes lipolíticos entran en los glóbulos rojos. La dosis inyectada debe ser de 555-1110 MBq (15-30 mCi) para adultos y 7.4-11.1

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MBq/Kg. (0.2-0.3 mCi/Kg.) en niños (dosis mínima: 3-5 mCi). 99m Tc-ECD El ECD tiene propiedades cinéticas similares al HMPAO. Penetra en las células cerebrales por su naturaleza lipolítica y permanece allí por su conversión a componentes hidrofílicos. El 99m Tc-bicisato tiene una extracción cerebral moderada (60-90 %) lo cual da como resultado una subestimación del flujo sanguíneo cerebral regional. Sin embargo, la captación cerebral (debida a carencia de retrodifusión o difusión inversa) y depuración sanguínea (por excreción renal) son más rápidas que en el caso del 99m Tc-HMPAO. Gracias a su rápida excreción urinaria pueden administrarse dosis mayores. El uso de dosis mayores junto con la mayor relación sustancia gris-sustancia blanca, dan como resultado una mejor calidad de imagen. El pico de actividad máxima ocurre a los 2 minutos luego de la inyección y 6-7 % de la dosis inyectada es retenida en el cerebro. La depuración del parénquima cerebral es muy lenta (alrededor de 6 % por hora). A diferencia del HMPAO, este compuesto es estable in-vitro en las 6 horas posteriores a su preparación y no se requiere una elución reciente del 99m Tc. Sin embargo, el procedimiento de marcación es más largo, llevando alrededor de 30 minutos. La retención del compuesto no es completamente lineal con el flujo sanguíneo cerebral regional. Un aumento del flujo sanguíneo puede ser subestimado y un descenso puede ser sobreestimado, como en el caso del HMPAO. Pueden obtenerse imágenes a partir de los 10 minutos posteriores a la inyección, siendo el momento óptimo a los 30-60 minutos. La dosis inyectada debe ser de 555-1110 MBq (15-30 mCi) para adultos y 7.4-11.1 MBq/Kg. (0.2-0.3 mCi/Kg.) en niños (dosis mínima: 3-5 mCi). PROTOCOLO DE ADQUISICIÓN

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Posicionamiento y preparación del paciente Ya que el estudio de SPECT de perfusión cerebral es muy sensible en la detección de cambios en el FSCR, los estímulos sensoriales y cognitivos deben mantenerse en un nivel mínimo durante la inyección y captación del trazador. En general no se precisa de ayuno previo a la realización del estudio. En el caso de la medicación que esté tomando el paciente, salvo en algunas excepciones, no es necesario suprimirla. De todos modos el médico debe conocerla ya que puede influir en el FSC. Antes de su arribo al servicio de medicina nuclear, el paciente debería evitar injerir café, bebidas cola o alcohol, fumar o tomar alguna droga que afecte el FSC. Antes de la inyección debe evaluarse la capacidad de colaboración del paciente. Información pertinente para realizar el estudio 1. Indicación del estudio 2. Historia clínica del paciente 3. Examen neurológico, examen psiquiátrico, examen de estado mental (por

ejemplo, el examen mini-mental de Folstein u otro test neuropsicológico) 4. Estudios morfológicos por imágenes recientes (por ejemplo, RMN o TC) 5. Medicación actual y cuando se tomó por última vez. Precauciones Pacientes con alteraciones cognitivas severas o demencia pueden necesitar sedación. Si se utiliza HMPAO o ECD el trazador debe inyectarse luego de la sedación para evitar cambios en el FSC. En el caso de niños que no cooperen, la sedación debería ser la última estrategia para facilitar el sueño durante la adquisición del estudio. Una alternativa puede ser instruir a los padres para que mantengan activo al niño durante las horas previas y alimentarlo luego de la inyección. Estudio basal: preparación 1. Ubicar al paciente en una habitación aislada de ruidos y con iluminación tenue,

explicándole el procedimiento para evitar situaciones de estrés. 2. Asegurarse que el paciente se encuentre en una posición cómoda. 3. Colocar un acceso intravenoso por lo menos 10 minutos antes de la inyección. 4. Instruir al paciente para que no hable ni lea. 5. Dejar al paciente en reposo sin estímulos durante aproximadamente 10

minutos. 6. Entrar en la sala sigilosamente e inyectar la dosis a través de la vía colocando

luego solución fisiológica salina. 7. Mantener en las mismas condiciones de reposo al paciente durante por lo

menos 5 minutos más.

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Se realizará el estudio de SPECT de perfusión cerebral luego de aproximadamente 90 minutos luego de la inyección si se utilizó 99mTc-HMPAO y luego de aproximadamente 45 minutos luego de la inyección si se utilizó 99mTc-ECD. Estudio con activación: preparación Colocar el acceso intravenoso. Explicar el procedimiento y proceder a la tarea, test o aplicación del estímulo elegido. Inyectar en el momento oportuno. En general el estudio de activación se realiza previo al estudio basal, pueden obtenerse ambos estudios el mismo día o en días separados. Posicionamiento Es importante contar con la colaboración del paciente. Para evitar el movimiento de la cabeza durante la adquisición el paciente debe lograr ubicarse en una posición cómoda y mantenerla durante aproximadamente los 30 minutos de duración del estudio ya que esto ayuda a evitar artefactos de movimiento. Pueden tomarse otras medidas para mantener el confort del paciente como indicarle que orine antes de comenzar con el estudio, colocarle una almohada debajo de las rodillas o cubrirlo con una manta ya que la temperatura es menor en las salas de adquisición. Los hombros deben estar excluidos del campo de visión para mantener el radio de rotación al mínimo de manera que los colimadores se encuentren lo más cerca posible de la cabeza del paciente. La línea órbitomeatal, la línea que se extiende de ojo a ojo, debe estar perpendicular a la superficie del detector y el cabezal debe mantenerse derecho (sin inclinación). La mayoría de los programas permiten realizar reorientaciones para corregir desalineaciones luego de la adquisición, pero la manipulación de datos puede introducir errores, incluyendo borrosidad en la imagen.

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PARÁMETROS DE ADQUISICIÓN El proceso de adquisición requiere la selección de ciertos parámetros que influyen en la calidad de la imagen final y con los cuales se pretende lograr una resolución óptima con un tiempo mínimo de exploración. 1. Matriz de adquisición: El tamaño de píxel debe menor que la mitad de la

resolución del sistema. En general se utiliza una matriz de 64 x 64, que tiene un tamaño de píxel de 6.4 mm aproximadamente, pues este parámetro varía según el equipo. Puede lograrse una mayor resolución con un tamaño de píxel menor, lo que se consigue aumentando la matriz a 128 x 128, sin embargo la relación señal-ruido puede ser pobre ya que es necesario incrementar en 8 la cantidad de cuentas para mantener la misma calidad de imagen, lo que llevaría más tiempo de adquisición, pudiendo producirse artefactos de movimiento ya que el paciente debería mantenerse más tiempo inmóvil.

2. Número de proyecciones: Idealmente el número de proyecciones en los 360º

debe ser como mínimo igual al tamaño de la matriz de adquisición (por ejemplo: 64 proyecciones para una matriz de 64 x 64 y 128 proyecciones para una matriz de 128 x 128.) Si el número de proyecciones es menor que el mínimo, pueden aparecer artefactos en forma de haces en los cortes transversales. Al incrementar el número de proyecciones mejora la calidad de la imagen, reduciéndose el artefacto estrella, aún si el número de cuentas se reduce.

3. Tiempo por proyección: Generalmente es de 20 a 35 segundos. El tiempo

puede ser variable en los casos en que el paciente presente dificultades para cooperar. Mientras mayor es el tiempo por proyección, mayor es la cantidad de cuentas registradas, lo que produce una mejora en la calidad de la imagen.

4. Radio de rotación y tipo de órbita: El radio de rotación se ajusta para que la

cámara no tome contacto con la superficie del paciente o la camilla. Debe ser el menor posible ya que el aumento de la distancia fuente-detector produce pérdida de resolución. En las órbitas circulares la distancia es mayor en las proyecciones anterior y posterior. Para evitar este problema, se desarrollaron sistemas que utilizan una órbita elíptica o sistemas de autocontorno, que mejoran la resolución y la uniformidad de los cortes tomográficos.

5. Dirección de rotación: El estudio puede adquirirse en sentido horario o

antihorario. Si se realizan dos estudios al mismo paciente (por ejemplo: un estudio basal y otro de neuroactivación) es recomendable adquirirlos en la misma dirección de rotación para facilitar comparaciones entre ambos.

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6. Adquisición por pasos o continua: En la adquisición por pasos (modo “setp and

shoot”) o modo de paradas sucesivas, el cabezal rota con incrementos angulares pequeños, parando y adquiriendo una imagen de la proyección en un ángulo fijo. En el modo continuo las proyecciones se adquieren mientras el cabezal rota de forma continua alrededor del paciente, adquiriendo cada imagen de proyección luego de recorrer un ángulo pequeño. En este caso cada proyección será un tanto borrosa, en la dirección horizontal a lo largo de cada fila de pixels. Esta borrosidad afectará la resolución final de los cortes reconstruidos. Sin embargo, si se adquieren como mínimo 120 proyecciones en los 360º la borrosidad será insignificante. Aún así tiene consenso la adquisición en pasos por sobre la adquisición continua. Generalmente el incremento angular entre las imágenes de proyección en ambos casos en constante (alrededor de 3° a 6°). De esta forma, para una adquisición de 360° se producen de 60 a 120 imágenes de la proyección.

7. Ventana de energía: Generalmente para el Tc-99m se utiliza una ventana de

20% centrada en 140 Kev (el fotopico del isótopo), es decir, se procesan y visualizan las energías de rayo gamma detectadas que oscilan entre 126 y 154 Kev. La configuración de la ventana de energía se realiza para aceptar la mayor cantidad posible de cuentas sin dispersión y rechazar la mayor cantidad posible de cuentas dispersas. Una configuración de la ventana de energía del fotopico inadecuada puede degradar la uniformidad, reducir la sensibilidad y aumentar la contribución de la radiación dispersa en la imagen. Los cambios repentinos en la posición de los picos indican una posible falla de la cámara. Es importante controlar la ubicación de la ventana de energía para todos los radionucleidos utilizados, ya que las ubicaciones del fotopico correctas para un radionucleido no garantizan que las ubicaciones de la ventana de otros radionucleidos sean correctas.

8. Tipo de colimador: Para la adquisición de estudios cerebrales se requiere un

colimador de alta resolución, de manera que se garanticen suficientes cuentas totales.

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PROTOCOLO DE PROCESAMIENTO El principio de la reconstrucción de imagen en todas las modalidades de tomografía es que un objeto se puede reproducir exactamente a partir de un conjunto de sus proyecciones tomadas desde diversos ángulos. En una aplicación práctica, en cualquier modalidad de tomografía computarizada se puede obtener solamente una estimación de la imagen real del objeto bajo estudio. Reconstrucción por retroproyección filtrada Sinograma El sinograma es una imagen especial obtenida de las proyecciones de los cortes transaxiales. Se usa como punto de partida de la reconstrucción tomográfica. Además puede detectar el movimiento del paciente, que se ve como discontinuidades en la forma sinusoidal de las estructuras del sinograma, y ayudar a su corrección. Retroproyección La técnica de retroproyección es un método sencillo de obtener una reconstrucción volumétrica del órgano en estudio a partir de múltiples proyecciones. El algoritmo de retroproyección se aplica a cada corte. La actividad obtenida a partir de los perfiles de las proyecciones de la fuente puntual se toman sucesivamente y las cuentas correspondientes se suman a la imagen a ser reconstruida en función del ángulo de proyección. Cada perfil muestra la posición de la fuente puntual con mayor intensidad, pero también generan intensidad fuera de la posición de la fuente puntual. La intensidad disminuye proporcionalmente a 1/r, donde r es la distancia desde el pixel al centro de la fuente. Este artefacto denominado “efecto estrella” o “artefacto estrella”, que rodea las imágenes proyectadas, suma intensidades a los pixeles que deberían tener intensidad cero. Retroproyección Filtrada Para eliminar los artefactos producidos por la retroproyección, se filtra cada perfil por una función conocida como “rampa” en el dominio de las frecuencias espaciales. El resultado es un perfil con intensidades negativas. En los perfiles fuera de la posición de la fuente puntual los valores positivos y negativos se superponen en la retroproyección y dan intensidad cero.

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Aumentando el número de proyecciones, el artefacto estrella se reduce notablemente. Filtros En el SPECT clínico pueden observarse dos problemas: • Debido a su resolución, el sistema cámara gamma/colimador actúa como un filtro pasa bajo, que reduce la amplitud del espectro de frecuencias de los perfiles de proyección a medida que aumenta la frecuencia. • Las imágenes de MN se forman con un número finito de fotones. El ruido inherente de la estadística de Poisson en las imágenes tiene aproximadamente la misma amplitud en todas las frecuencias, lo que se conoce como “ruido blanco”, y produce imágenes ruidosas. Cuando la retroproyección se realiza con el filtro rampa, el ruido, dominante en las frecuencias mayores, será amplificado, y los cortes reconstruidos serán extremadamente ruidosos. Para disminuir el nivel de ruido introducido por el filtro rampa se utilizan filtros de suavizado o pasa bajos. Filtrado en el dominio espacial Junto con el filtro rampa se aplica un filtro de alisado durante la retroproyección para evitar la amplificación del ruido en la imagen. También se utilizan técnicas lineales de alisado y filtros restauradores que reducen el ruido en las proyecciones originales (pre-procesamiento) o en las imágenes reconstruidas (post-procesamiento). Para filtrar las imágenes se realiza una convolución de la imagen original con el filtro. Una convolución en el dominio espacial es equivalente a una multiplicación de las transformadas de Fourier de la imagen y el filtro en el espacio de las frecuencias. Antes de la retroproyección se filtra cada perfil en las proyecciones con el filtro rampa. En el dominio de las frecuencias espaciales, el filtro rampa es una función creciente donde las componentes de mayor frecuencia son las que más se amplifican. Esto produce un incremento en el ruido en la reconstrucción. Para reducir el ruido, el filtro rampa se combina con filtros de alisado. Estos filtros aumentan las frecuencias bajas linealmente y reducen las frecuencias altas para suprimir las estructuras finas o detalles de la imagen que no pueden diferenciarse del ruido. Pueden también utilizarse filtros de restauración, que suprimen el ruido y pueden recuperar parte de la resolución espacial que se pierde en el proceso de adquisición y procesamiento de la imagen.

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Filtrado en el dominio de frecuencias espaciales En el filtrado en el dominio de frecuencias espaciales se realiza una convolución entre la imagen y un filtro, utilizando el algoritmo de convolución. En este proceso la imagen y el filtro son transformados al espacio de las frecuencias espaciales. Luego se multiplican sus transformadas de Fourier y, finalmente, la transformada de Fourier modificada de la imagen se antitransforma para volver al dominio espacial. La convolución puede reemplazarse por una multiplicación. Realizando la Transformada Rápida de Fourier el filtrado se realiza de manera más rápida. En medicina nuclear la retroproyección filtrada se realiza en el dominio de las frecuencias espaciales ya que se utilizan imágenes de pequeñas dimensiones. Tipos de filtros Pasa bajos Suavizan la imagen disminuyendo la amplitud de las frecuencias espaciales altas. Filtro Butterworth: la expresión matemática de este filtro esa la siguiente: 1 B(ƒ) = ___________ √ 1+(ƒ+ƒc)2n

Fig.II: Curva del filtro Butterworth que muestra la variación de la ganancia en función de la frecuencia. Se indica cómo se modifica la contribución de cada frecuencia de la imagen original para formar la imagen filtrada. Un valor nulo indica que aquella no se transmite, es decir, que no aparece en la imagen filtrada. Un valor unidad significa que no queda modificada. Valores superiores a la unidad implican que determinadas frecuencias se realzan. De esta manera, para disminuir el efecto del ruido se reduce la amplitud de las altas frecuencias, mientras que para detectar contornos se deben realzar las medias y altas frecuencias.

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Los parámetros que se varían para su utilización son la frecuencia de corte (fc) y el orden (n). El orden da la velocidad de supresión de las frecuencias altas, y la frecuencia de corte es el valor de la frecuencia a la cual la amplitud del filtro comienza a disminuir. La frecuencia de corte puede ser variada (típicamente entre 0.2 y 1.0 Nyquist), también el orden (típicamente entre 4.0 y 10.0). En el filtro, la fc muchas veces es especificada como una fracción de la frecuencia de Nyquist, Fn, que expresa la máxima frecuencia del objeto que es capaz de representar el sistema de imagen. Para un mismo filtro, la fc para una matriz de 64 x 64 es el doble que para una matriz de 128 x 128. Filtro Hanning: B(ƒ) = 0.5 + 0.5cos (πƒ) (2ƒc) Se controla mediante la frecuencia de corte. Filtro Shepp-Logan: B(ƒ) = 2ƒc . sin (πƒ) π (2ƒc) Se controla mediante la frecuencia de corte. Filtros de restauración Son los filtros Wiener y los filtros Metz. Restauran la resolución espacial y además tienen en cuenta el nivel de ruido en la imagen. Utilizan un parámetro que se ajusta teniendo en cuenta las características del ruido y otros rasgos específicos de la imagen. Filtro Metz: B(ƒ) = {1-[1-MTF(ƒ)2] α} MTF(ƒ)

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Fig.III: Curva del filtro Metz que muestra la variación de la ganancia en función de la frecuencia. Este filtro corresponde a los filtros de restauración. No modifica apreciablemente las bajas frecuencias (fondo), potencia las frecuencias intermedias (constitutivas de la imagen) y tiende a reducir las frecuencias altas (ruido). Esta función depende de la función de transferencia de modulación (MTF) de la imagen y de un parámetro que amplifica las frecuencias bajas (cosa que no hacen los filtros pasa bajo) y suprime o reduce la contribución de las frecuencias altas. La MTF es una forma equivalente de describir la degradación de la imagen en el espacio de las frecuencias espaciales. La imagen se filtra, utilizando una MTF típica de una cámara gamma con colimador de alta resolución, y variando el parámetro de ajuste se obtiene el suavizado deseado. Para seleccionar un filtro óptimo para un estudio determinado hay algunos factores que deben tenerse en cuenta: 1- resolución espacial del sistema, 2- número de cuentas en el estudio, y 3- características del órgano de interés. Cuando se realiza un estudio con un bajo número de cuentas, deben suprimirse sustancialmente las componentes de altas frecuencias de la imagen. Sin embargo, debe tenerse en cuenta que una disminución en la amplitud de las altas frecuencias, además de reducir el ruido, causa una disminución en los detalles de la imagen. Los filtros pueden aplicarse antes, durante, o después de la retroproyección.

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Método de Reconstrucción Iterativa Este método requiere más pasos de procesamiento que la retroproyección filtrada pero puede reducir artefactos de reconstrucción. Los métodos de procesamiento de adquisiciones basados en aproximaciones iterativas calculan una aproximación inicial de la distribución de actividad a partir de los datos de las vistas tal como han sido adquiridos. Luego se comprara los datos originales y los estimados. Si la imagen estimada está próxima a los datos originales, la iteración puede detenerse. No es recomendable obtener una estimación idéntica a los datos originales ya que la reconstrucción generaría todo el ruido y el objetivo es reducir las contribuciones de las altas frecuencias. La estimación se reproyecta para realizar una nueva comparación si es necesario. En cada paso el algoritmo maximiza la verosimilitud minimizando el error. Este proceso es lento, pero puede acelerarse mediante el denominado “ordered subset of expectation maximisation method (OSEM)” o método de maximización de expectativas mediante subconjuntos ordenados, que reduce el número de iteraciones requeridas. Los métodos pueden compensar todas las degradaciones (por distancia, atenuación, dispersión Compton, etc.) y permiten obtener imagen de alta calidad. Una limitación de estos métodos es la necesidad de una elevada capacidad de procesamiento informático, necesaria para establecer el número optimo de iteraciones y para implementar todas las posibles correcciones. En este método, las imágenes producidas por el algoritmo no son negativas, en comparación con el método de RPF. Además, proporciona una mejor cuantificación de la imagen y una mejor definición de los bordes del objeto que la RPF.

Representación de las Imágenes La forma habitual de presentar las imágenes obtenidas tras la reconstrucción es mediante cortes transversales, coronales y sagitales. En el caso particular de las imágenes cerebrales es necesario incluir un proceso denominado reorientación de la imagen, por el cual se redefine la dirección de los cortes transversales paralelos a la línea orbito-meatal del paciente y luego, a partir de ellos se generan los nuevos cortes sagitales y coronales. Los cortes paralelos al eje transtemporal permiten una mejor diferenciación de las regiones mesial y lateral del lóbulo temporal, zonas muy importantes en la evaluación de demencias. Es recomendable no modificar demasiado las orientaciones originales debido a las inherentes interpolaciones necesarias para el reposicionamiento. Es importante que la colocación del paciente para la adquisición sea lo más idónea posible para no tener la necesidad de modificar la orientación al procesar las imágenes. Las líneas que definen los planos sobre los que se basan los cortes tomográficos toman como referencia estructuras óseas o cerebrales claramente identificables y

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homogéneas entre individuos. En SPECT la orientación de las imágenes transversales se basa en un plano que se asume es paralelo a la línea intercomisural. Este plano toma como referencia la línea que une el borde inferior del lóbulo frontal con el borde inferior del lóbulo occipital. En la elección entre un sistema de representación en una escala de grises o en una escala de color, hay que tener en cuenta que una escala bien diseñada debe permitir una buena visualización de los distintos tejidos así como de las posibles lesiones sin necesidad de una manipulación excesiva de las imágenes. Todos los equipos llevan incorporados sistemas de representación en escalas de colores cuyos tonos e intensidades son proporcionales al número de fotones emitidos por cada región cerebral y por lo tanto a la distribución del trazador. Es posible diseñar escalas de colores propias, suministrando a la computadora los parámetros que se crean óptimos. La secuencia de colores elegidos tiene que permitir una neta separación entre la sustancia gris y la sustancia blanca sin necesidad de efectuar una sustracción de fondo.

Fig.IV: Diferentes opciones de escala de color suministradas por el fabricante. a) escala cool: policromática y continua. Negro-verde-azul-violeta-naranja- amarillo-blanco; b)escala rainbow: policromática y continua. Negro-azul- verde-amarillo-rojo-violeta-blanco; c) escala diseñada por el utilitario. Policromática y discreta. Azul-verde-naranja-rojo-violeta-blanco; y d) escala de grises.

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CONTROL DE CALIDAD PARÁMETROS DE CALIDAD DEL SPECT Si bien una buena imagen se obtiene cuando todos los parámetros de calidad del equipo están optimizados, existen tres parámetros que son especialmente importantes para la adquisición de buenos estudios cerebrales: Uniformidad, Resolución Espacial y Centro de Rotación (COR). Uniformidad: La uniformidad, o mediciones de campo uniforme, controla la uniformidad de respuesta de la cámara gamma a una radiación uniforme del detector. Se ve afectada por varios factores, entre ellos la correcta elección del alto voltaje de los PMT (tubos fotomultiplicadores), la correcta ubicación de la ventana de medición sobre el fotopico, la corrección de linealidad y energía y por las imperfecciones del cristal. La medición de la uniformidad puede realizarse sin el colimador (uniformidad intrínseca) o con el colimador (uniformidad extrínseca). Las mediciones intrínsecas evalúan el funcionamiento básico de la cámara gamma, mientras que las mediciones extrínsecas evalúan el funcionamiento de la cámara gamma en el estudio con pacientes Uniformidad Planar (UP): evalúa la constancia de sensibilidad del sistema detector en toda su superficie. La UP puede evaluarse extrínseca o intrínsecamente. La uniformidad extrínseca (con colimador) se analiza con una fuente que irradie en forma homogénea el campo de visión del detector. La fuente debe ser muy uniforme, generalmente se utiliza una fuente plana de Co-57, de larga vida media y energía cercana a la del Tc-99m. La uniformidad intrínseca (sin colimador) se analiza con una fuente puntual a una distancia mayor a 4 veces el campo visual de la cámara para lograr una irradiación uniforme. La uniformidad planar se evalúa diariamente para determinar el funcionamiento del equipo y puede cuantificarse mediante la uniformidad integral y la uniformidad diferencial. Uniformidad Integral (UI): expresa el contraste relativo en la imagen mediante el siguiente cálculo: UI% = M - m . 100 M + m Donde M es la ubicación del pixel con mayor cantidad de cuentas y m es el pixel con menor cantidad de cuentas. Se acepta hasta aproximadamente un 4%. La uniformidad Integral no brinda información acerca de las posiciones relativas del contraste. Uniformidad Diferencial (UD): es un estimador local del cambio de uniformidad en

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una imagen obtenida con fluencia homogénea de fotones. El sistema calcula la UI en las direcciones de los ejes “X” e “Y”, analizando las regiones cercanas entre sí. El mayor valor obtenido será el valor de UD. La frecuencia con que se realizan las cuantificaciones de la uniformidad depende de cada equipo, y es recomendada por el fabricante. Generalmente se realiza una vez al mes. Uniformidad Tomográfica (UT): evalúa la eficiencia del sistema para generar cortes transversales homogéneos de una distribución volumétrica de actividad constante. Se recomienda su evaluación mensual. Es una medida de las uniformidades diferencial e integral pero obtenida con un número más elevado de cuentas que el que se emplea en gammagrafía planar. Su interés consiste en que da una idea más exacta de los valores de uniformidad reales. Resolución espacial: Es el mínimo tamaño de un objeto que puede ser distinguido en la imagen, como objeto independiente. Normalmente se la define en términos de Ancho a la Mitad de la Altura (FWHM). Este parámetro calculado en mm brinda la resolución de la cámara gamma. Se determina a partir de una imagen de una fuente puntual o lineal, sobre la que se traza un perfil de cuentas en función de los pixeles a través de la imagen y la medición del ancho del perfil a mitad de altura del máximo. Varios fenómenos disminuyen la resolución espacial degradando la calidad de la imagen, entre ellos, la atenuación y la radiación dispersa en los tejidos, la distancia entre el paciente y el colimador y el movimiento del paciente durante el estudio. La falta de resolución puede no permitir ver lesiones de bajo contraste. Para el funcionamiento adecuado del sistema SPECT, la resolución reconstruida debe estar dentro del 10% de la resolución planar a una distancia del colimador igual al radio de rotación de la adquisición del estudio SPECT. La corrección incorrecta del centro de rotación, el desalineamiento mecánico y la inestabilidad y problemas con los programas de reconstrucción, pueden degradar la resolución del estudio SPECT reconstruido. Debido a la finita resolución del equipo de SPECT, si el tamaño de una lesión u órgano es del orden o menor de dicha resolución, se produce una degradación de la imagen, y como consecuencia, una pérdida de contraste. Este efecto se denomina “Efecto del Volumen Parcial”.

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Fig.V: Concepto de “full width at half maximum” (FWHM) o ancho integral a mitad de altura. Medida que define cuantitativamente la resolución espacial de un sistema detector. Está expresada en términos de ancho del perfil de actividad a la mitad del total de cuentas correspondientes al máximo de la curva. Centro de rotación (COR): Evalúa la coincidencia que existe entre el centro de la circunferencia que efectúa el cabezal de la cámara gamma, y el centro de la camilla y de la matriz de imagen en todas las proyecciones. En condiciones ideales, para cada posición angular debe coincidir el centro físico, el centro electrónico del detector y el centro de la matriz digital de adquisición de las proyecciones. Además, deben ser paralelos a los ejes “x” e “y” en los tres sistemas de referencias (físico, electrónico y digital). FACTORES FÍSICOS QUE AFECTAN LA FORMACIÓN DE LA IMAGEN Los factores físicos que afectan la calidad de la imagen son: radiación dispersa y atenuación de los tejidos. En el caso de los estudios cerebrales es el mencionado en último término el más importante. Radiación dispersa: se produce por la interacción Compton de los fotones que emergen del tejido y su interacción con el entorno dentro del cuerpo del paciente. Los fotones que se producen como consecuencia de esta interacción tienen una energía menor que los rayos gamma del fotopico y llegan al detector con una dirección alterada. Estos fotones producen pérdida de resolución en las imágenes. Al llegar al detector con una energía menor a la original, los fotones dispersos provocan una disminución en el contraste de la imagen. Cuando se trata de

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lesiones frías (hipocaptantes) se genera una disminución aparente del tamaño de las mismas y por el contrario, cuando estamos en presencia de lesiones calientes (hipercaptantes) de actividad, éstas se muestran como de mayor tamaño. Parte de los fotones producidos por la dispersión Compton son absorbidos por el colimador antes de llegar al detector y otros son discriminados por la ventana de energía que fija el rango de energía que deben tener los fotones para ser aceptados por el equipo. Para reducir la dispersión, en ocasiones se utiliza una ventana asimétrica, desplazada hacia las altas energías. Como esto puede empeorar la uniformidad, la misma debe controlarse antes de utilizarse esta configuración de ventana en los estudios de SPECT. Otra alternativa consiste en colocar una ventana centrada en el fotopico del espectro de energía y otra en la región del Compton, adyacente a la primera. Si se conoce la relación del número de cuentas entre ambas ventanas, puede determinarse la fracción de dispersión dentro del fotopico y calcularse la diferencia de cuentas del fotopico con dispersión menos la imagen de dispersión. Fenómeno de atenuación: La atenuación es el fenómeno por el cual se produce una disminución del haz de fotones que llega al sistema detector debido a las múltiples interacciones de la radiación electromagnética con la materia. En particular, a mayor tejido absorbente mayor proporción de fotones se perderá en el camino. Es un fenómeno físico que afecta la calidad de las imágenes dificultando el diagnóstico. Depende de la energía del fotón, del medio que rodea la zona de interés y de la profundidad que debe atravesar el fotón para ser detectado por la cámara gamma. Si la fuente está localizada superficialmente en el cuerpo, llegará al detector una alta densidad de fotones, mientras que si está ubicada más internamente, llegará un menor número de fotones producto de la absorción que sufren al atravesar las distintas estructuras del organismo. Este fenómeno produce una disminución aparente de la intensidad en las zonas centrales de la imagen transversal. Para poder realizar una corrección de la atenuación, es decir, compensar los efectos producidos por la atenuación en las imágenes de SPECT, se desarrollaron dos métodos: Método Chang: Es una corrección por software que se aplica sobre los cortes transversales. Método de Fuentes de Transmisión: Es un método de corrección por hardware que tienen incorporado algunos equipos. Una de las configuraciones más comunes la constituye un arreglo de fuentes lineales ubicadas frente a cada detector para adquirir una imagen de transmisión del paciente en cada ángulo de muestreo. Estas fuentes generalmente son de Gadolinio (Gd-153) que emite rayos gamma de 97 y 103 Kev, o de Americio (Am-241) que emite rayos gamma de 60 Kev o Cesio (Cs-137) que emite rayos gamma de 662 Kev. Cuando se realizan estudios con fotones de baja energía, como en el caso de los estudios hechos con Tc-99m, se utilizan las fuentes de Gd-153 o Am-241. El Cs-137 se utiliza en estudios con

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positrones. La imagen por transmisión producida por la fuente lineal se registra en cada ángulo de la adquisición y tanto la emisión como la transmisión se adquieren en una misma órbita y al mismo tiempo. Las fuentes lineales deben estar colimadas para reducir la radiación dispersa en la imagen de transmisión. Estos equipos permiten trabajar con múltiples ventanas de energía. En general se utiliza una ventana centrada en el pico de energía del radionucleido de la fuente lineal que se utiliza sólo para los fotones de transmisión. En este trabajo se ha utilizado como algoritmo de corrección del fenómeno de atenuación el algoritmo de Chang. Éste se basa en una serie de suposiciones:

1. afirma que la ley de atenuación que se utilizará en la corrección es:

I = Io e.exp µ d

donde Io es la intensidad de los rayos gamma sin atenuación, I es la intensidad de los rayos gamma atenuados que llegan al detector, µ es el coeficiente de atenuación lineal del medio atenuador y d es la distancia que recorren los fotones desde el punto de partida hasta el detector en el ángulo de proyección. Entonces la actividad en el corte transversal disminuye de forma exponencial al atravesar el medio. 2. asume un coeficiente de atenuación constante, que se aplica a los cortes

reconstruidos (aproximadamente 0.11 cm.exp -1). 3. afirma que toda la actividad está concentrada en un punto en el centro del

corte transversal. La secuencia utilizada en este caso es la siguiente: 1. Adquisición tomográfica. 2. Reconstrucción tomográfica por cualquier método: Retroproyección o OSEM:

obtención de los cortes transversales. 3. Aplicación del algoritmo de Chang sobre los cortes transversales.

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ARTEFACTOS DE IMAGEN Errores en el Centro de Rotación Debido a la fuerza gravitatoria y a las limitaciones inherentes a la mecánica de la rotación del detector, resulta imposible que éste describa una órbita perfecta. Se denomina COR (Center of Rotation) al nivel de coincidencia que presentan el eje longitudinal de la camilla, el centro virtual de la circunferencia que describe el detector y el centro de la matriz de adquisición en la computadora. Los corrimientos se definen para cada proyección como la distancia entre el punto central en la imagen (en pixeles) y el punto donde se interceptan el plano de la imagen y una línea perpendicular a dicho plano y que pasa por el COR verdadero. Esta distancia varía en función del ángulo del detector. Los errores de alineación entre la matriz electrónica del detector y el centro mecánico de rotación pueden dar lugar a un anillo característico (si se utiliza una órbita de 360º y una fuente puntual) o a un artefacto en forma de diapasón (si se utiliza una órbita de 180º) en las imágenes transversales. Los efectos son más significativos a medida que el error es mayor de aproximadamente 2 pixels en una matriz de 64 x 64. Los errores inferiores pueden reducir la resolución espacial y el contraste de la imagen, lo que produce una imagen borrosa y puede llevar a la aparición de artefactos. También puede producirse un corrimiento del COR cuando el colimador está dañado o presenta imperfecciones, por ejemplo, cuando el colimador de agujeros paralelos no posee sus tabiques paralelos entre sí. Corrección del Centro de Rotación: La corrección del COR relaciona la localización del eje de rotación con el centro de las imágenes de las proyecciones. Si no se realiza la corrección, la información de las proyecciones es posicionada inadecuadamente en los cortes reconstruidos cuando se realiza la retroproyección, lo que produce desde una pérdida de resolución hasta artefactos en las imágenes. El COR es calculado generalmente una vez por semana para cada matriz, colimador e isótopo. Se utiliza una fuente puntual de Tc-99m, la cual se coloca en la camilla de exploración a una distancia no mayor de 2 cm del COR. Luego se realiza una adquisición tomográfica utilizando una matriz de 128 x 128 y se predetermina el tiempo de adquisición adecuado para acumular aproximadamente 20 K cuentas por proyección. Durante el procesamiento del estudio, se crea el sinograma de la fuente puntual. Luego se determina la coordenada X del centro de gravedad de la fuente puntual en cada proyección y se ajustan los valores obtenidos a una función sinusoidal. De esta manera puede calcularse el valor medio del COR y determinarse el

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desplazamiento medio del COR respecto al valor esperado, (N+1)/2, donde N es la dimensión del formato de matriz empleado expresado en pixeles. Finalmente, se obtiene la curva de desplazamiento del COR durante la rotación y se determina el desplazamiento máximo del COR, que debe ser inferior a 6 mm. La curva debe analizarse para luego realizar las posibles correcciones. Movimiento La alineación fija de las coordenadas del detector y del órgano a estudiar es muy importante para obtener una reconstrucción exacta de la distribución del trazador. La fuente más común de errores de alineación es relativa a la movilidad del paciente. Al moverse el paciente, los valores de recuento pueden situarse erróneamente en la imagen tomográfica, dando como resultado artefactos potenciales que pueden afectar a la exactitud de la representación de la distribución del trazador. Es muy importante que las imágenes adquiridas en las distintas proyecciones angulares se visualicen en formato de cine para detectar movimientos. Si se detectan movimientos significativos, puede ser necesario repetir el estudio o realizar correcciones de movimiento, disponibles en algunos equipos. Sin embargo, las correcciones no son exactas ya que son dependientes del operador. Lo ideal sería evitar cualquier tipo de movimiento del paciente. El tipo de movimiento que se detecta con mayor frecuencia es un movimiento traslacional a lo largo del eje del paciente (movimiento arriba y abajo).

a b Fig.VI: Sinogramas de dos adquisiciones cerebrales. a) se observa un sinograma de aspecto homogéneo, sin alteraciones bruscas en su contorno. No hay movimientos durante la adquisición. b) aparecen irregularidades en el contorno del sinograma, que traduce la presencia de movimientos de la cabeza en los tres ejes del espacio.

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Deficiencias en la uniformidad tomográfica En SPECT se asume implícitamente que la eficiencia de detección del fotón es constante a lo largo y ancho de la superficie colimada del detector. No existe un consenso general de cómo cuantificar la uniformidad tomográfica, aunque puede estimarse de forma similar a la uniformidad planar (uniformidad integral y uniformidad diferencial), o a través del análisis de perfiles en los cortes transaxiales del volumen uniforme. La variabilidad de los valores en estos perfiles debe ser menor del 10%. La uniformidad tomográfica depende de la uniformidad planar y de su variabilidad con la rotación del detector, la cual no debe ser mayor de ±1%. Las faltas de uniformidad planar se magnifican enormemente mediante la retroproyección filtrada. Pueden producirse defectos en la uniformidad durante la falla de un detector o si hay una degradación general de la uniformidad en el campo de visión (Field of View-FOV) debida a una corrección inadecuada de linealidad espacial y de energía. Uno de los artefactos más comunes que se presentan en la reconstrucción como resultado de deficiencias en la uniformidad tomográfica es un “anillo concéntrico” centrado en el eje de rotación, que es causado por variaciones regionales de sensibilidad en las imágenes de las proyecciones. Estas variaciones son causadas por falta de linealidad espacial de la cámara, diferencias en el espesor del cristal o diferencias de respuesta de energía. Mientras más cercana al centro de rotación es la falta de uniformidad planar, más intenso es el artefacto en la imagen tomográfica. Un artefacto circular en un corte reconstruido es generado en un pixel o grupo de pixeles con sensibilidad aumentada o disminuida. El tamaño del artefacto depende de la estadística de la imagen, como también del diámetro de la distribución de la fuente, e inversamente de la raíz cuadrada de la distancia de variación de sensibilidad al centro de rotación. En los estudios clínicos pueden observarse zonas calientes (hipercaptantes) o frías (hipocaptantes) de forma redondeada hacia el centro de la imagen, en uno o varios cortes, cuando la uniformidad no es buena. Estos artefactos pueden interpretarse erróneamente como una lesión. Corrección de la Uniformidad Tomográfica Las cámaras gamma modernas poseen circuitos correctores de la uniformidad que son suficientes para los requerimientos planares. Pero debido a la alta sensibilidad de la uniformidad tomográfica a la presencia de deficiencias en la uniformidad planar, es necesario además corregir la uniformidad planar a través de un software. Un método para la corrección de las deficiencias en la uniformidad consiste en adquirir una imagen uniforme con el tamaño de matriz utilizado en la práctica

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clínica, y con un elevado número de cuentas, con el fin de reducir el error estadístico en cada pixel al 1% o menos. Si: % error estadístico = 1_ √N donde N es el número de cuentas, serán necesarias 30 a 40 millones de cuentas totales para una matriz de 64 x 64 y 120 a 160 millones de cuentas para una matriz de 128 x 128. A partir de esta imagen, se crea una matriz de factores de corrección. Antes de realizar la reconstrucción tomográfica, cada proyección se multiplica por la matriz de corrección. La imagen para la matriz de corrección debería renovarse semanalmente y, para cámaras gamma con múltiples detectores, cada cabezal debe tener su propia imagen de referencia. Las variaciones en la uniformidad diferencial mayores al 1% deberían investigarse y generalmente es necesaria la adquisición de nuevas matrices de corrección. Como los colimadores también pueden introducir faltas de uniformidad, debería realizarse un control de uniformidad extrínseco con un alto número de cuentas con cada colimador usado para los estudios de SPECT. Debe verificarse que la fuente de radiación utilizada para los controles de uniformidad sea uniforme en todo el campo de visión y no introduzca faltas de uniformidad. CUANTIFICACIÓN El SPECT no permite cuantificación de flujo sanguíneo en términos absolutos (ml/mgr de tejido) sino medidas semicuantitativas por comparación de densidad de información en diversas áreas simétricas del cerebro. Para realizar este procedimiento debe detectarse y ubicarse un órgano o lesión, determinarse sus dimensiones y evaluarse su concentración relativa de densidad de cuentas. Es importante tener en cuenta los distintos factores que limitan la cuantificación de las imágenes, entre ellos, la atenuación y la radiación dispersa, el ruido estadístico, efectos de volumen parcial y movimientos del paciente. Todos estos factores producen bordes difusos de las zonas activas en las imágenes y una disminución del contraste, lo que afecta la calidad de la imagen final. Por lo tanto, se debe garantizar un número suficientemente elevado de fotones por unidad de tiempo que llegan al cristal, para obtener una buena densidad de información del órgano o región de interés.

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Para optimizar la cuantificación, sería ideal tener la mayor densidad de cuentas en el órgano de interés y un bajo número de cuentas en sus alrededores. La delimitación de las zonas de interés para su posterior análisis se puede realizar de dos maneras. Desde el dibujo de regiones de interés (Regions Of Interest- ROI), simétricas en cada zona, hasta la delimitación automática de las mismas por programas de ordenador. Las distintas metodologías deben contemplar un cuidadoso método de análisis y un conocimiento de la distribución normal del FSCR, que tenga en cuenta las variaciones ínter hemisféricas normales y las posibles diferencias debidas al género o la edad de los sujetos. En la cuantificación, la elección del área de referencia (cerebelo o actividad cortical global de un corte medio), es utilizada para normalizar la actividad de cada región cerebral. En razón de la baja reproducibilidad cuando las áreas son trazadas manualmente y son de pequeña dimensión, se han desarrollado programas comerciales que posibilitan la comparación con bases de datos (normales o en patologías concretas) y proporcionan representaciones tridimensionales de la actividad cortical, sea ajustada al máximo promedio del sujeto o en desviaciones respecto a la base normal. Los mapas estadísticos paramétricos (SPM-Statistical Parametric Mapping) permiten la comparación estadística de diferentes grupos de sujetos. En general se utilizan con propósitos de investigación. En la clínica suelen utilizarse cuando se requiere una comparación entre estudios de SPECT realizados en el mismo sujeto, por ejemplo, cuando se adquieren un estudio de SPECT basal y otro de neuroactivación en diferentes momentos. No se requiere la segmentación de las imágenes, ya que la estadística se efectúa sobre toda la imagen, analizando de forma independiente todos los vóxeles que la componen. Antes del análisis se somete a las imágenes a un preprocesado de tres etapas que se realizan automáticamente:

• Registro: se utiliza cuando se disponen de varias imágenes. Corrige la diferencia de posición entre dichas imágenes, si la hay.

• Normalización espacial: es un proceso que permite la comparación entre distintos sujetos y la localización de los resultados en un espacio estereotáctico estándar. En esta etapa se compensan las diferentes morfologías de los cerebros en estudio mediante la aplicación de una serie de transformaciones geométricas que fuerzan el ajuste de cada imagen particular a un mismo espacio estereotáctico estándar.

• Filtrado espacial: en este último paso se promedian los niveles de gris de cada vóxel de la imagen con sus vóxeles vecinos, con motivo de eliminar parte del ruido de la imagen. El nivel de suavizado depende de la cantidad de vóxeles vecinos que se incluyen en el promedio, y ésta a su vez, del FWHM. Es decir, a mayor FWHM, se incluirá una mayor cantidad de vóxeles en el promedio y el suavizado será mayor.

Finalmente, se realiza un análisis estadístico. Se utilizan test estadísticos que se aplican a todos los vóxeles de la imagen de forma independiente.

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El atlas de Talairach permite la localización de estructuras y regiones cerebrales. Presenta una rejilla tridimensional superpuesta con la cual es posible establecer la posición de cada estructura cerebral. Fig. VII: Selección del área de referencia en una región del cerebelo.

a b Fig. VIII: a) Cuantificación mediante segmentación automática del cerebro, el cual es dividido en regiones simétricas. b) Cuantificación mediante delimitación de ROIs por el operador.

Fig. IX: Resultado de una cuantificación realizada con SPM y la utilización de la rejilla de Talairach.

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INFLUENCIA DE PARÁMETROS DE RECONSTRUCCIÓN EN LA CALIDAD DE LA IMAGEN El método empleado en la reconstrucción de la imagen repercute en la calidad de la imagen tomográfica. Durante la reconstrucción se utilizan distintos filtros caracterizados por diversos parámetros. La elección de un determinado filtro y de sus parámetros depende de las características físicas del órgano en estudio, del equipo empleado y de la finalidad del estudio. No existe un filtro perfecto sino óptimo, con el que se obtiene la mejor resolución, evitando tanto un suavizado excesivo de la imagen como la introducción de artefactos. Para obtener una mejor calidad de imagen se aplican correcciones de atenuación, que compensan los efectos producidos por la atenuación en las imágenes de SPECT. Los dos métodos de reconstrucción disponibles en la mayoría de los equipos de SPECT son la “retroproyección filtrada” y la “reconstrucción iterativa”. El más común de ellos es la retroproyección filtrada, el cual es más rápido que el método iterativo que requiere más pasos de procesamiento, aunque presenta la ventaja de reducir artefactos de reconstrucción. En las imágenes cerebrales, como se observa en la figura X, el método iterativo proporciona una mejor definición de los bordes del órgano. Permite obtener imágenes con mayor contraste, y al compensar las degradaciones producidas por la atenuación y dispersión, proporciona una mejor calidad de imagen que en el caso de la retroproyección filtrada. De todos modos, la retroproyección filtrada es un método simple de reconstrucción, con el que se puede lograr una buena calidad de imagen con un número elevado de proyecciones, aplicando el algoritmo Chang, y seleccionando el filtro adecuado variando sus parámetros hasta obtener el suavizado deseado. El filtro más utilizado es el Butterworth, controlado por dos parámetros: la frecuencia de corte y el orden. Una disminución en la amplitud de la frecuencia de corte proporciona buena supresión del ruido, pero imágenes borrosas. Por el contrario, un aumento en este parámetro puede preservar la resolución ya que resalta los detalles de las estructuras finas, aunque al mismo tiempo hace que las imágenes se vean más ruidosas. En la figura XI, se observan dos cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada. Se aplicó el filtro Butterworth, y variando sus parámetros se llegó a la conclusión de que la mejor calidad de imagen fue obtenida con una frecuencia de corte de 0.4 Ny y con un orden de 5. En la figura XII, las imágenes se reconstruyeron con una frecuencia de corte mayor, y pueden observarse imágenes extremadamente ruidosas. Por el contrario, en la figura XIII, las imágenes fueron reconstruidas con una menor frecuencia de corte. El resultado son imágenes borrosas, en las cuales no se distinguen los bordes de las diferentes estructuras cerebrales. Cada imagen se presenta como un círculo con un área fría en el centro. En este caso es imposible la interpretación de las imágenes.

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En el caso de las figuras XIV y XV, el parámetro que se varió fue el orden, que determina la velocidad de supresión de las altas frecuencias. Un incremento en el valor del orden producirá un cambio más abrupto en la amplitud del filtro. En cambio, un valor menor de orden produce descenso más gradual, es decir, que las frecuencias de la imagen disminuirán más lentamente hasta llegar a la frecuencia de corte. De todos modos, los cambios en el orden no alteran dramáticamente la presentación de las imágenes. En el caso en el que se aumentó el orden a un valor de 30, no se observaron cambios significativos en la imagen con respecto a la imagen normal. Cuando el valor del orden se disminuyó a 1, los cortes transversales mostraron una imagen más ruidosa. El filtro Metz es un filtro de restauración, amplifica las frecuencias bajas y medias mientras que suprime o reduce la contribución de las frecuencias altas. El comportamiento de este filtro depende del número de cuentas de las imágenes. En la figura XVI, utilizó este filtro con una frecuencia de corte de 0.59 Fy y un orden de 13. Puede observarse un mayor contraste de las estructuras cerebrales, si se lo compara con el filtro Butterworth. Si se aplican los parámetros óptimos de este filtro, el resultado será la obtención de imágenes prácticamente sin ruido, y con poca contribución de las frecuencias bajas, que causan una imagen borrosa. Cuando la frecuencia aumenta su valor por encima del valor normal, como en el caso de la figura XVII, los cortes transversales no presentan la misma degradación de la imagen que en el caso del filtro Butterworth con una alta frecuencia de corte. A pesar de esto, en este caso el ruido también dificulta el diagnóstico ya que interfiere con la visualización de los detalles de la imagen. En la figura XVIII, donde se utilizó un valor menor (0.02 Ny), en los cortes se observa una imagen borrosa pero, a diferencia del filtro Butterworth con frecuencia de corte baja, aún pueden distinguirse las estructuras cerebrales aunque con menor definición. De todos modos, no es una imagen aceptable para el diagnóstico, ya que hay pocas frecuencias contenidas en la imagen, lo que significa que no pueden observarse los detalles de la misma. En la figura XIX, se aumentó el valor del orden a 28. Se obtuvo una imagen ruidosa, a diferencia de las imágenes correspondientes a la figura XX, donde el valor del orden es 2, las cuales muestran mayor borrosidad. Estos resultados dependen del número de cuentas registradas en el estudio. Un paso importante en la reconstrucción es la aplicación del algoritmo Chang. Si no se aplica esta corrección, las imágenes mostrarán una disminución aparente de la intensidad de las estructuras cerebrales que se encuentran en el centro de la imagen (figura XXI).

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Fig. X: cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada (fila superior) y método OSEM (fila inferior). Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Butterworth con fc = 0.4 y orden = 5.

Fig. XI: Cortes reconstruidos mediante retroproyección filtrada, con aplicación del algoritmo Chang. El filtro utilizado fue el Butterworth, con fc = 0.40 y orden = 5.

Fig. XII: Cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada. Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Butterworth con fc. = 0.82 y orden = 5.

Fig. XIII: Cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada. Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro rampacon fc. = 0.14 y orden = 5.

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Fig. XIV: Cortes trasversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada . Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Butterworth con fc. = 0.40 y orden = 30

Fig. XV: Cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada. Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Butterworth con fc. = 0.40 y orden = 1

Fig. XVI: Cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada. Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Metz con fc. = 0.59 y orden = 13.

Fig. XVII: Cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada. Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Metz con fc. = 0.9 y orden = 13.

Fig. XVIII: Cortes reconstruidos mediante retroproyección Filtrada. Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Metz con fc. = 0.02 y orden = 13.

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Fig. XIX: Cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada. Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Metz con fc. = 0.59 y orden = 28.

Fig. XX: Cortes transversales reconstruidos mediante retroproyección filtrada. Se aplicó el algoritmo Chang y el filtro Metz con fc. = 0.59 y orden = 2

Fig. XXI: Cortes reconstruidos mediante retroproyección filtrada, sin aplicación del algoritmo Chang. El filtro utilizado fue el Butterworth, con fc = 0.40 y orden = 5. CONCLUSIÓN El SPECT de perfusión cerebral es una técnica de neuroimagen que permite el estudio no invasivo de los eventos psicológicos y fisiopatológicos del cerebro humano. La información obtenida se complementa con la información estructural que brindan la TC y la RMN, además del examen clínico correspondiente. El SPECT de perfusión cerebral permite la obtención de estudios en condiciones basales, seguimiento evolutivo de pacientes, estudios de neuroactivación y estudios de intervención farmacológica.

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Con una adquisición y procesamiento adecuados para lograr imágenes óptimas, pueden obtenerse datos de la más alta calidad. La calidad de las imágenes finales depende de cada uno de los componentes del proceso de formación de dichas imágenes: el radiofármaco, el paciente, el sistema tomográfico y su control de calidad, los parámetros de adquisición del estudio, y el método y los parámetros utilizados en la reconstrucción de las imágenes y en su posterior manipulación. Para optimizar la imagen tomográfica, es decir, aplicar un conjunto de acciones necesarias para obtener su máxima calidad, es necesario optimizar por separado cada uno de los procesos que intervienen en la formación de las imágenes como conjuntamente, dada la interdependencia que existe entre ellos. En cuanto a las pruebas que miden el funcionamiento del sistema SPECT cabe destacar aquellas que miden parámetros que intervienen en el proceso de reconstrucción, como la uniformidad y el centro de rotación, y el tamaño de pixel que se utiliza en la corrección de la atenuación. Estas pruebas junto con otras de menor frecuencia, permiten garantizar el funcionamiento óptimo del equipo. La cuantificación es necesaria cuando el SPECT se utiliza con fines de investigación. En la práctica puede ser útil en los casos en que se realiza más de un SPECT al mismo paciente para objetivar el cambio. El método más utilizado para la cuantificación es la obtención de índices de captación de cada región con respecto a la captación en una región de referencia. Estos índices se obtienen a partir de las cuentas recogidas por el detector de la cámara gamma en las regiones cerebrales de interés. Finalmente, durante la reconstrucción de las imágenes del SPECT de perfusión cerebral, el operador debe seleccionar el método de reconstrucción, además del filtro utilizado para controlar el grado de supresión de las altas frecuencias mediante sus parámetros (frecuencia de corte y orden). La frecuencia de corte determina cómo el filtro afectará el ruido y la resolución de la imagen, y el orden controla la velocidad de supresión de las altas frecuencias.

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REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS • Tecnical Overview of Brain SPECT Imaging: Improving Acquisition and

Proccesing of Data. Journal of Nuclear Medidine Technology, Vol. 31, No. 4, diciembre 2003.

• SPECT in the Year 2000: Basic Principles. Journal of Nuclear Medidine Technology, volumen 28, número 4, diciembre 2000.

• Alejandro Fernández León, SPECT cerebral de neuroactivación con torre de Hanoi en el estudio del transtorno obsesivo compulsivo, Departamento de Medicina, Universidad de Barcelona, Tesis Doctoral 2003.

• Carlos A. Sánchez Catasús, Oscar Díaz Rizo, Angel Aguila Ruiz, Control de la Calidad en la Tomografía por Emisión de Fotones (SPECT), Revista Cubana de Física, Vol. 19, No. 1, 2002.

• R. Rodríguez Rojas, C. Sánchez Catasús, A. Aguila Ruiz, Rolando Palmero, Análisis Comparativo de Cuatro Métodos de Corrección de la Radiación Dispersa en SPECT Cerebral con Tc-99m, Memorias II Congreso Latinoamericano de Ingeniería Biomédica, Habana 2001, Mayo 23 al 25, 2001, La Habana, Cuba.

• J. Hashimoto, A. Kubo, Scatter and Attenuation Correction in Technetium-99m Brain SPECT, J Nucl Med, vol. 38, 1997.

• Mark W. Groch and William D. Erwin, Single-Photon Emission Computed Tomography in the Year 2001: Instrumentation and Quality Control, Journal of Nuclear Medicine Technology, Vol. 29, No. 1, marzo 2001.

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