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

sobre todo el corte.

Las áreas negras con puntos brillantes y

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

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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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