SPECT: introducción. Margarita Núñez, PhD Montevideo, Uruguay

Transcripción

1 SPECT: introducción Margarita Núñez, PhD Montevideo, Uruguay

2 Disclaimer: Declaro tener conflicto de interés con la empresa Siemens Healthcare

3 Definición: Es una técnica que permite conocer la distribución tridimensional de un radiotrazador en el cuerpo, mediante la obtención de cortes en diferentes planos.

4 Single photon emission computed tomography (SPECT) * *

5

6

7 Planar vs Tomografía Proyección Reconstrucción

8 Adquisición

9 Instrumentación

10 Componentes de la Gamacámara

11 Componentes de la Gamacámara

12 Cómo trabaja la Gamacámara? Los rayos gama pasan a través del colimador y son convertidos en destellos de luz por el cristal de NaI la luz es convertida en una señal eléctrica por un conjunto de tubos fotomultiplicadores la señal eléctrica es separada por el circuito de posicionamiento lógico en 3 señales X,Y,Z X,Y - coordenadas de posición de la interacción del rayo gama en el cristal Z - señal de energía proporcional a la energía del rayo gamma incidente

13 Tubo Fotomultiplicador Fotoelectrón Tubo de vidrio al vacío Fotón de luz incidente e - Electrónica Fotocátodo Dínodos Ánodo Los dínodos tienen voltaje creciente

14 Sistemas SPECT/CT CT SPECT

15 Sistemas SPECT/CT Mediso, Nucline DHV/CT GE Healthcare Infinia-Hawkeye Siemens Healthcare Systems Symbia Philips Medical Systems BrightView XCT Philips Medical Systems Precedence

16 Adquisición Isótopo y ventana Colimador Ángulo de rotación Sentido de la rotación Orientación del paciente. Nº de pasos Modo de adquisición Tipo de órbita Tamaño de la matriz Zoom Tiempo por proyección

17

18 Adquisición Isótopo y ventana Colimador Ángulo de rotación Sentido de la rotación Orientación del paciente. Modo de adquisición Tipo de órbita Tamaño de la matriz Nº de pasos Zoom Tiempo por proyección

19 Colimador

20 Colimador

22 Ángulo de rotación 360º 180º

24 Sentido de la rotación

25 Adquisición Isótopo y ventana Colimador Ángulo de rotación Sentido de la rotación Orientación del paciente Modo de adquisición Tipo de órbita Tamaño de la matriz Nº de pasos Zoom Tiempo por proyección

26 Orientación del paciente

27 Adelante Derecha Izquierda Atrás Adelante Atrás Derecha Izquierda

29 Modo continuo o step & shoot? Si 60 paradas angulares es 6 grados el tiempo desperdiciado para 180º es 30*2s = 1min

31 Tipos de órbita

32 Adquisición Isótopo y ventana Colimador Ángulo de rotación Sentido de la rotación Orientación del paciente Modo de adquisición Tipo de órbita Tamaño de la matriz Nº de pasos Zoom Tiempo por proyección

33 Qué tamaño de matriz? Teorema de muestreo requiere al menos 2 píxeles por FWHM (planar) requiere >2.5 píxeles por FWHM (SPECT) Resolución esperada colimador, radio de rotación Tamaño de matriz requerida: tamaño de matriz > campo de visión usado = campo de visión usado tamaño del píxel FWHM / 2.5 Ejemplo: resolución 15mm; tamaño del campo 360mm tamaño de matriz > 360/(15/2.5) = 60 matriz de 64*64 es suficientemente grande si se utiliza zoom

34 Efecto del tamaño del pixel sobre la resolución de la imagen

36 Cuántos ángulos? Teorema de muestreo Requiere >2.5 píxeles por FWHM (SPECT) Igual requerimiento para el muestreo radial o sea Nº de ángulos > 2 r / tamaño del pixel (360º) donde r = radio del círculo que incluye el corazón Ejemplo: resolución 15mm; tamaño del campo 360mm tamaño del píxel < (15/2.5) = 6mm nº de ángulos > / 6 > 100 deberían utilizarse 120 / 128 proyecciones ROR r

38 Zoom?

39 Sin zoom Zoom x 2

40 Fem. 34 a. ZOOM FEVI = 63% VFD = 63 ml VFS = 23 ml NO ZOOM LVEF = 84% VFD = 37 ml VFS = 5 ml

42 Tiempo por proyección Cuánto tiempo por ángulo? El mayor tiempo posible! o sea: tiempo disponible / nº de ángulos = 20 min / 30 para 180º = 40s por ángulo

43 sinograma ángulo distancia

44 Procesamiento

45 Procesamiento Algoritmo de reconstrucción Reconstrucción iterativa Retroproyección filtrada

46 Problemas con la retroproyección filtrada asume un modelo de proyección muy simple no está incluida la atenuación artefactos en raya (streak) amplificación del ruido Métodos de reconstrucción alternativos Reconstrucción de Fourier Inversión de la matriz Método iterativo máxima probabilidad

48

49 305k 29k 10k ML-EM: pros y contras FBP 3d Butter EM Pros: fácil de incorporar correcciones físicas geometría flexible (ej. fanbeam) buenas propiedades de ruido remueve artefacto de rayas (streak) Contras: no es seguro cuándo finalizar, tarea dependiente puntos calientes con proyecciones truncadas requiere múltiples iteraciones, lento

50 mean square error chi-squared EM OSEM 4 OSEM em os2 os iterations em os2 os iterations

52 Reconstrucción

53 Reconstrucción de la imagen El método de retroproyección es una técnica que se basa en interpretar que el valor del perfil en cada punto es producido por una distribución uniforme de actividad en la fuente emisora.

54 Reconstrucción Tomográfica detector (proyección) objeto

55 Reconstrucción Tomográfica retroproyección reconstrucción

56 Reconstrucción Tomográfica retroproyección reconstrucción

57 En la imagen están presentes simultáneamente la representación de actividad de la fuente emisora y una actividad ficticia descripta por la función 1/R. Ambas funciones están relacionadas entre sí por una operación matemática llamada convolución. Los algoritmos de reconstrucción que utilizan la técnica de retroproyección tienen que remover de la imagen la función 1/R (deconvolucionarla). Esta operación es el filtrado de la imagen. (R = distancia de cada punto a la fuente emisora).

58 Retroproyección simple Retroproyección filtrada

59 Retroproyección filtrada

60 Retroproyección filtrada

61

62 Procesamiento Parámetros de reconstrucción Colocar límites Seleccionar el filtro Corrección de atenuación Reorientación de la imagen Espesor del corte

63 Efecto del límite

64 Procesamiento Parámetros de reconstrucción Colocar límites Seleccionar el filtro Corrección de atenuación Reorientación de la imagen

65 amplitud Qué filtro? Filtro Butterworth BW fc = 0.3 n = 2 BW fc = 0.3 n = 10 BW fc = 0.6 n = frecuencia/fn

66 Filtro Butterworth Cambia la frecuencia de corte (fracción de Nyquist) Orden: 5 Cambia el orden Fc: 0.56

67 Filtro BW Influencia del orden y la frecuencia de corte

69 Corrección de atenuación

71 Reorientación

72 REORIENTACIÓN

73 REORIENTACIÓN PLANO ORBITO-MEATAL PLANO TEMPORAL

74

75

76 SPECT: filtros

77 Comprendiendo filtros Filtros de Fourier (no-spect) Suavizado y restauración Filtros SPECT Elección de los parámetros del filtro Filtrado 3D Comparación de filtros

79 Transformada de Fourier Frecuencia espacial = nº de ciclos / distancia Amplitud (A) Amplitud (A) x Distancia (d) o tiempo (t) Frecuencia (f)

80 Transformada de Fourier

81 amplitud amplitud 2 1 Curva original Qué es la transformada de Fourier? Distancia (o tiempo) FT Amplitud (A) x x alta amplitud, baja frecuencia 4 Suma de las ondas seno individuales x baja amplitud, alta frecuencia Frecuencia (f) distancia (o tiempo)

82 Transformada de Fourier: continuación FT A cuentas FT -1 distancia frecuencia

83 amplitud amplitud amplitud amplitud 1.25 Fuente puntual perfecta (función delta) 1 Dominio de Fourier FT distancia Frecuencia (fracción de Nyquist) Función de dispersión puntual Dominio de Fourier LEAP HR FT distancia frecuencia (fracción de Nyquist)

84 Transformada de Fourier de una imagen FT A cuentas distancia frecuencia

86 filtro kernel Suavizado Espacial FT A frecuencia valores originales valores filtrados Valor nuevo = [(4*57)+2*( )+( )]/16 = 47.6

87 filtro kernel Suavizado Espacial FT A frecuencia valores originales valores filtrados Valor nuevo = [(4*57)+2*( )+( )]/16 = 47.6

88 imagen Filtrado de Fourier filtro FT filtro FT -1 FT A frecuencia 1 0 Filtro 2d

89 Filtros de restauración (Metz or Weiner) restauración A Filtro combinado restauración x suavizado frecuencia X A suavizado A frecuencia Restauración con ruido reducido frecuencia

91 Reconstrucción Tomográfica * =

92 Retroproyección Filtrada FT A A = 1/f Retroproyección Cuentas distribuidas como 1/r frecuencia A A = 1/f filtro A 1/f x f = 1 Rampa (A = f) frecuencia frecuencia

93 Reconstrucción Tomográfica * = FT FT FT -1 A A x = A frecuencia frecuencia frecuencia

94 original FBP: no filter ramp: 16 angles ramp:128 angles

95 Filtro Rampa A A frecuencia frecuencia

96 Filtro Butterworth (SPECT) A A x = A frecuencia frecuencia frecuencia A A x = A frecuencia frecuencia frecuencia

97 A rampa Filtro rampa modificado rampa-butterworth frecuencia Butterworth x A A frecuencia frecuencia

99 amplitud Filtro Butterworth BW fc = 0.3 n = 2 BW fc = 0.3 n = 10 BW fc = 0.6 n = frecuencia/fn

100 Filtro Butterworth Cambia la frecuencia de corte (fracción de Nyquist) Orden: 5 Cambia el orden Fc: 0.56

102 Filtrado 3D Pre-reconstrucción (2d) Rampa A + frecuencia

103 Filtrado 3D Rampa modificado Post-reconstrucción (1d) A + frecuencia

104 Filtrado 3D Rampa Post-reconstrucción (3d) A + frecuencia

106 Unidades de frecuencia 32x32 Matrix 40 cm FOV Pixel 1 cm Frequency = cycles/pixel 0.4 cycles/cm 16 cycles/fov 1 * Nyquist f Pixel 1 cm FOV Frequency = cycles/pixel 0.2 cycles/cm 8 cycles/fov 0.5 * Nyquist f cm 32 pixel

107 Frecuencia de Nyquist A = frecuencia máxima medida utilizando un tamaño de matriz específico = 1 / (2 * tamaño del pixel) Frecuencia máxima de la imagen determinada por la resolución de la cámara frecuencia Nf (32) Nf (64) Nf (128) Tamaño de la matriz

108 amplitud amplitud Problemas con el uso de la frecuencia de Nyquist Filtro Butterworth (64*64) B/W fc=0.4 n=10 Espectro imagen Filtro Butterworth (128*128) Espectro imagen B/W fc=0.2 n=10 B/W fc=0.4 n= frecuencia /fn frecuencia /fn

109 64x64 128x128 Fc = 0.3 Fc = 0.5 Fc = 0.5 Fc = 0.25 Fc = 0.7 Fc = 0.25 (orden = 10)

110

111 SPECT: factores que afectan la calidad de las imágenes

112 Factores que afectan la calidad de las imágenes presencia de atenuación y scatter pobre uniformidad y COR pérdida de resolución efecto del movimiento problemas con la retroproyección filtrada reconstrucción iterativa

113 Suposición básica La actividad es vista idénticamente desde todas las proyecciones Cuándo esto no es cierto? Angulación del detector o colimador Cambio de actividad con el tiempo Atenuación no-uniforme Movimiento del paciente

114 Problema básico Las imágenes parecen tener pérdida de resolución Dónde está el problema? Tamaño de matriz o nº de ángulos incorrecto Centro de rotación (COR) incorrecto Detector alejado (ROR grande) Movimiento del paciente Filtro incorrecto (frecuencia de corte muy baja)

115 Angulación del Colimador x x x x Alineado COR independiente del ROR Error de angulación COR dependiente del ROR

116 SPECT - resolución La resolución depende de la distancia del detector La resolución reconstruida de un punto estará basada en la resolución promedio desde las diferentes proyecciones pero compensada por las cuentas adquiridas en cada proyección, por tanto también depende de la atenuación La uniformidad de la resolución es importante de modo que los errores sean independientes de la posición La adquisición en 360º es mejor que la adquisición en 180º

117 Uniformidad de resolución para SPECT cardíaco 180º 360º

118 Efectos del movimiento en SPECT cardíaco upward creep (después del ejercicio) movimiento del paciente (verificar cine) movimiento y engrosamiento de la pared movimiento respiratorio (gatillado?) proyecciones sumadas con movimiento movido corregido sin movimiento

119 Courtesy of Alex Pitman, Melbourne Movimiento Respiratorio

120 SPECT: temas avanzados corrección de atenuación medida de la atenuación corrección de scatter efecto del volumen parcial

121 Atenuación y scatter scatter scatter buildup atenuación distancia (d) cuentas C C e. d 0. B C C e 0. d B a be. d distancia (d)

122 Atenuación: reducción en el nº de fotones detectados debido a la interacción en tejido atenuación E = h Bound electron K = h - w E 0, p 0 Electrón ' E 1, p 1 K, p Efecto fotoeléctrico Dispersión Compton

123 Scatter: Aumento en el nº de fotones detectados debido a la interacción en los tejidos. Mal posicionamiento de las cuentas de scatter scatter E 0, p 0 Electrón ' E 1, p 1 Dispersión Compton K, p

124 cuentas Atenuación de fotones distancia (d) Para agua / tejido usando 99m Tc (140keV) haz angosto (sin scatter) = 0.15/cm haz ancho (con scatter) = /cm N 0 N x = N 0 e - x

125 Efectos de la atenuación Disminución de cuentas en tejidos con alto Aumento" de cuentas en tejidos con bajo Errores cuantitativos Corrección de atenuación Método de Chang Modelo generado durante la reconstrucción iterativa

126 Corrección de Atenuación de Chang C i = Uniform 1 N C i Non-uniform where C i = e i x

127 Corrección de Atenuación de Chang image Correction map

128 La cámara gama no puede distinguir el aumento de cuentas que se origina por una actividad incrementada o por una atenuación disminuida.

129 detector + without attenuation correction - transmission with attenuation correction

130 Dispersión Compton E 0, p 0 Electron ' E 1, p 1 K, p

131 Efectos del Scatter Cuentas aumentadas en tejidos con alto Cuentas disminuidas" en tejidos con bajo Pérdida de contraste Errores cuantitativos Corrección de Scatter Métodos de las múltiples ventanas energéticas Convolución-sustracción Transmisión-convolución dependiente-sustracción Modelo de scatter durante la reconstrucción iterativa

132 Corrección de Scatter modelo de ventanas múltiples Jaszczak Ogawa (doble) (triple)

133 Corrección de Atenuación y Scatter

134 Efecto del Volumen Parcial Causa errores cuantitativos que dependen de: Tamaño del objeto Relación órgano : fondo Resolución espacial del sistema Filtrado aplicado

135 Efecto del Volumen Parcial Cuando un objeto ocupa parcialmente el volumen sensible de un instrumento de imagen (en espacio o tiempo) la amplitud de la señal medida estará reducida. Detector

136 Efecto del Volumen Parcial difícil de identificar usualmente no es posible distinguir visualmente entre reducción de cuentas y cambios en el espesor parietal

137 Corrección del Volumen Parcial Compensación de la resolución Modelo EM frequency distance principle anatomical priors Corrección de movimiento Incorporación de los movimientos detectados Estudios gatillados Métodos alternativos Uso de RM segmentada (Muller-Gartner) Modelo regional (Rousset) Densidad extravascular (Rhodes, Iida)

138 MRI SEGMENT MRI INTO DIFFERENT TISSUE TYPES WM GM REGISTER SPECT & MRI Corrección del volumen parcial MULTIPLY BY MEAN SPECT WM SMOOTH TO SPECT RESOLUTION SPECT WM GM SUBTRACT SMOOTH WM FROM SPECT DIVIDE GM SPECT BY SMOOTH GM

139 Compensación de la resolución distancia-dependiente detector (projection) objeto (reconstrucción)

140 Aplicaciones clínicas potenciales Reducción de artefactos de la imagen. Análisis de trazadores cinéticos, estimación de parámetros. Cuantificación de la dosis absorbida, terapia con radionucleidos.

141 Muchas gracias Muito obrigada

142 SPECT: últimos avances

143 Sistemas SPECT dedicados Digirad, Inc. Cardius X-ACT System for Cardiac imaging (w/ measured AC)

144 Sistemas SPECT dedicados Detector CZT o NaI Sensibilidad ~3x resolución Colimador slit/slat con slits rotatorios CardiArc

145 Spectrum Dynamics: The D-SPECT Technology D-SPECT detector unit Enables personalized scanning: independently controlled detector units many scanning angles proprietary algorithms D-SPECT Cardiac Scanner D-SPECT detector head

146 Spectrum Dynamics: The D-SPECT Technology D-SPECT detector head detector columns Detectores de estado sólido CZT Colimadores de tungsteno ~ 8X más sensibilidad

147 Sistemas SPECT/CT dedicados Mammography, Nuclear Medicine, and Breast Oncology Divisions at Duke University.

148 Innovaciones en Procesamiento Modelado de la Resolución 10 min CDR compensation detector (proyección) objeto 20 min No compensation requiere varias iteraciones mejores propiedades de ruido mitad de tiempo de adquisición

149 Modelando la Resolución del Sistema (UltraSPECT, Astonish, Flash, Evolution) FBP 10 min scan WBR 5 min scan FBP WBR

150