Capítulo 18
Principios de imágenes multimodalidades: PET/CT
PET/CT – Una breve introducción de conceptos y métodos
Desarrollos históricos
La tomografía por emisión de positrones (PET) se ha utilizado con éxito en aplicaciones de investigación cardíaca, neurológica y oncológica desde los años setenta y numerosas publicaciones históricas han demostrado el potencial de esta técnica para la caracterización de las propiedades funcionales del tejido que cubren el metabolismo y la perfusión. Desde entonces, el PET se ha convertido en una herramienta de imagen clínica, pero, debido a los altos costos y la falta de reembolso, en muchos países, el PET se quedó y aún permanece en el dominio de la investigación. El factor impulsor de su éxito en las últimas décadas fue en 2001 cuando Townsend y Cherry implementaron el primer sistema híbrido PET/CT, que combinaba imágenes de TC morfológicas de alta resolución con una alta especificidad fisiológica de PET, aunque con una resolución espacial más baja [1]. Desde un punto de vista logístico, esta solución híbrida tuvo otra ventaja que debe apreciarse: la adquisición lenta de un conjunto de datos de transmisión para la corrección de atenuación utilizando fuentes externas, que tardan hasta 15 minutos por posición en la cama, se reemplazó con una tomografía computarizada que duró unos segundos. Esto permitió un mayor rendimiento del paciente en imágenes oncológicas de todo el cuerpo y allanó el camino para el éxito de la PET / TC en el mundo actual de la imagen médica. Aunque este éxito se basa casi en su totalidad en la formación de imágenes tumorales, con la disponibilidad clínica de los sistemas PET/TC, las aplicaciones neurológicas y cardíacas todavía se usan ampliamente (Fig. 1).
Figura 1. Las imágenes muestran la ventaja de una imagen de fusión (derecha) en comparación con una imagen posterior plana (izquierda) y una imagen SPECT (media).
Atenuación y corrección de dispersión
La información de TC también se puede usar para la corrección de la atenuación en el paciente y dispersar en la imagen. Estos están, por lo tanto, ambos relacionados con las interacciones de fotones en los pacientes que absorben el fotón, y por lo tanto reducen los recuentos adquiridos, o cambian la dirección del fotón, con un posible posicionamiento erróneo del evento en la imagen. Los efectos de la dispersión y la atenuación dependen en gran medida de la geometría y la composición del paciente, una dependencia que también varía con los ángulos de proyección. Estos efectos generalmente se tratan por separado, aunque están vinculados entre sí.
Como una interpretación simple, se puede entender la atenuación como la reducción del número esperado de fotones detectados debido a la absorción en el paciente o la dispersión en una nueva dirección que hace imposible la detección. Para corregir esto, se necesita calcular la probabilidad de que un fotón se transmita a través del paciente. Para ello, podemos utilizar las imágenes de CT. Calculando la longitud de la línea esperada y teniendo en cuenta la variación en la atenuación a lo largo de la línea a partir de la información de la TC, podemos calcular un factor de corrección que, para cada vista de proyección, corrige con mucha precisión los eventos registrados. El principio se indica en la Figura 2, donde el 1factor de corrección es el recíproco de la probabilidad de que el fotón #1 recorra la distancia x 1, donde el factor de atenuación promedio es μ 11.
La dispersión en la imagen es el resultado de fotones detectados que nunca deberían haber sido medidos, sino que aparecen en la imagen debido a la mala resolución de energía de la cámara de centelleo. Scatter no produce ningún artefacto en las imágenes, pero las ubicaciones de los eventos scatter son erróneas. Esto conduce a una pérdida de contraste de imagen y limita la capacidad de obtener imágenes cuantitativas. Por lo tanto, también se deben hacer correcciones para la dispersión. La mayoría de los programas comerciales de reconstrucción SPECT basan sus métodos de corrección de dispersión en el uso de la información adquirida en ventanas de energía adicionales. Sin embargo, dado que los datos obtenidos de las ventanas de dispersión generalmente no representan la dispersión en la ventana de energía primaria con respecto a la cantidad y la distribución espacial, una alternativa es modelar la dispersión mediante métodos analíticos o a partir de simulaciones basadas en Monte-Carlo [12].
Atenuación y corrección de dispersión
La información de TC también se puede usar para la corrección de la atenuación en el paciente y dispersar en la imagen. Estos están, por lo tanto, ambos relacionados con las interacciones de fotones en los pacientes que absorben el fotón, y por lo tanto reducen los recuentos adquiridos, o cambian la dirección del fotón, con un posible posicionamiento erróneo del evento en la imagen. Los efectos de la dispersión y la atenuación dependen en gran medida de la geometría y la composición del paciente, una dependencia que también varía con los ángulos de proyección. Estos efectos generalmente se tratan por separado, aunque están vinculados entre sí.
Como una interpretación simple, se puede entender la atenuación como la reducción del número esperado de fotones detectados debido a la absorción en el paciente o la dispersión en una nueva dirección que hace imposible la detección. Para corregir esto, se necesita calcular la probabilidad de que un fotón se transmita a través del paciente. Para ello, podemos utilizar las imágenes de CT. Calculando la longitud de la línea esperada y teniendo en cuenta la variación en la atenuación a lo largo de la línea a partir de la información de la TC, podemos calcular un factor de corrección que, para cada vista de proyección, corrige con mucha precisión los eventos registrados. El principio se indica en la Figura 2, donde el 1factor de corrección es el recíproco de la probabilidad de que el fotón #1 recorra la distancia x 1, donde el factor de atenuación promedio es μ 11.
La dispersión en la imagen es el resultado de fotones detectados que nunca deberían haber sido medidos, sino que aparecen en la imagen debido a la mala resolución de energía de la cámara de centelleo. Scatter no produce ningún artefacto en las imágenes, pero las ubicaciones de los eventos scatter son erróneas. Esto conduce a una pérdida de contraste de imagen y limita la capacidad de obtener imágenes cuantitativas. Por lo tanto, también se deben hacer correcciones para la dispersión. La mayoría de los programas comerciales de reconstrucción SPECT basan sus métodos de corrección de dispersión en el uso de la información adquirida en ventanas de energía adicionales. Sin embargo, dado que los datos obtenidos de las ventanas de dispersión generalmente no representan la dispersión en la ventana de energía primaria con respecto a la cantidad y la distribución espacial, una alternativa es modelar la dispersión mediante métodos analíticos o a partir de simulaciones basadas en Monte-Carlo [12].
Figura 2. Ejemplos de dos vías para un fotón primario (#1) y un fotón disperso (#2) y las probabilidades de escape. Estas probabilidades se utilizan para compensar la atenuación y la dispersión al incluirlas en la modelización de la atenuación y la dispersión en el programa de reconstrucción.
Ambos métodos utilizan probabilidades calculadas para detectar un fotón disperso. En ambos casos, la información detallada sobre el tamaño del paciente y la distribución interna de los tejidos son esenciales, ya que la interacción con los fotones depende en gran medida de la composición y la forma del cuerpo. La figura 2 muestra los principios de cómo la dispersión puede modelarse a partir de imágenes de TC calculando la probabilidad de que un fotón a 1) recorra la 2distancia x 2, para ser 2) dispersado un ángulo θ hacia la cámara, seguido de 3) un escape para recorrer una distancia x 33.
Segmentación (VOI)
La resolución espacial de una imagen SPECT es generalmente mucho menor que una imagen CT en un orden de una magnitud. Además, el contraste de imagen también es bajo en áreas de baja absorción, lo que luego conduce a dificultades en la segmentación (es decir, la delineación ya sea a mano o por algoritmos informáticos) de la región de interés (ROI) o el volumen de interés (VOI). Sin embargo, si un conjunto de imágenes CT se registra correctamente en un conjunto de imágenes SPECT, las imágenes CT se pueden usar para definir el volumen de interés (VOI) que luego se puede transferir para su uso en las imágenes SPECT. Por ejemplo, los volúmenes geométricos de los órganos y sus masas es un parámetro esencial cuando se calcula la dosis absorbida en la dosimetría de radionúclidos. Sin embargo, debe recordarse que el derrame (o derrame) de recuentos sobre el contorno que define una VOI geométrica se producirá debido a la resolución espacial de una imagen SPECT. Por lo tanto, al aplicar un VOI basado en CT en un conjunto de imágenes SPECT, esta pérdida de recuentos debido al derrame debe tenerse en cuenta para calcular la densidad de recuento correcta o la concentración de actividad si se traduce por un factor de calibración. Un método para superar esta pérdida de recuento es aplicar los llamados factores de recuperación. Estos a menudo se determinan a partir de mediciones experimentales o simulaciones por ordenador de geometrías con actividades y volúmenes conocidos y definen la relación entre los recuentos medidos totales a los recuentos determinados dentro de un VOI definido geométricamente de la fuente. La principal limitación es que el VOI de los tumores generalmente tiene formas arbitrarias, y por lo tanto una corrección de recuperación por un factor, obtenido de una fuente esférica, puede no tener en cuenta completamente el derrame/derrame.
Cálculos de dosimetría
Un campo importante de la medicina nuclear es el uso de radionúclidos que emiten partículas de carga para el tratamiento de enfermedades sistémicas malignas. El principio es la administración de radionucleidos o radiofármacos que se acumulan cerca o en el volumen objetivo, por ejemplo, células cancerosas. Los daños a las células cancerosas cercanas ocurrirán por las interacciones entre las partículas de carga emitidas y los electrones orbitales en las moléculas que causarán ionizaciones y averías químicas. Dado que estos radiofármacos no se dirigirán completamente solo al volumen principal de interés, la radiación también puede dañar el tejido normal y sano. Por lo tanto, es importante, como en la radioterapia externa, realizar la dosimetría para optimizar el tratamiento con respecto al resultado y los efectos secundarios. Esto se puede hacer mediante conjuntos cuantitativos de imágenes SPECT que muestran la distribución de radionúclidos a lo largo del tiempo, y a partir de los cuales se pueden calcular las dosis medias absorbidas por órganos. En muchos tratamientos estándar hoy en día, se utiliza un esquema de cálculo simplificado y aproximado, pero teniendo acceso a un programa de transporte de radiación basado en Monte-Carlo y una buena descripción de la composición corporal (disponible en el estudio SPECT/CT registrado) se pueden calcular las dosis absorbidas específicas del paciente [13,14].
Como se ha indicado anteriormente, los cálculos de dosimetría requieren, en principio, un procedimiento basado en estudios secuenciales de SPECT/CT para determinar la dosis total absorbida en un órgano o tumor. Entonces, el problema de la inscripción incorrecta, debido a los movimientos del paciente entre los puntos de tiempo, aparece incluso si cada punto de tiempo se adquiere con un estudio híbrido SPECT/CT. La única manera de compensar esta falta de coincidencia es confiar en los métodos de registro matemático, pero el uso de los datos SPECT para este propósito puede no ser confiable debido al ruido de la imagen y a las redistribuciones potencialmente grandes de los radiofármacos entre los puntos de tiempo. Sin embargo, si se lleva a cabo un SPECT/CT en cada punto de tiempo, entonces se puede determinar una transformación no rígida mediante un registro de imagen CT-CT, y a partir del resultado de esto se pueden aplicar los parámetros de transformación a las imágenes SPECT-SPECT[15]. La razón por la que es preferible el registro CT-CT es, es porque las imágenes CT-CT son más similares en comparación con las imágenes SPECT-SPECT coincidentes.
En algunas aplicaciones de dosimetría, el cálculo de las dosis absorbidas todavía se basa en imágenes cuantitativas de la cámara de centelleo plano [16]. Estas imágenes también se ven afectadas por la atenuación de los fotones. El método más común para corregir la atenuación es el método de vista conjugada. Para corregir la atenuación de fotones cuando se usa este método, se usa una imagen de factores de atenuación, donde cada factor corrige un valor de píxel correspondiente. Si un sistema SPECT/CT está disponible, dicho mapa de atenuación se puede calcular a partir de una medición de exploración plana utilizando la unidad de rayos X en el sistema SPECT/CT[17,18]. La Figura 3 muestra un ejemplo de una imagen de este tipo. El valor de un píxel en la imagen media representa la probabilidad de absorción a lo largo de una línea en la posición de píxel.
Artefactos potenciales con SPECT/CT
Una extensa colección de artefactos SPECT/CT se puede encontrar en la referencia 19
Desalineaciones entre SPECT y CT
Aunque los estudios SPECT y CT se realizan en la misma ocasión, los estudios son secuenciales y, por lo tanto, pueden ocurrir registros erróneos debido a la respiración, los movimientos de los pacientes, la flexión del lecho del escáner o las diferencias en los protocolos de adquisición entre SPECT y CT[20].
Ambos métodos utilizan probabilidades calculadas para detectar un fotón disperso. En ambos casos, la información detallada sobre el tamaño del paciente y la distribución interna de los tejidos son esenciales, ya que la interacción con los fotones depende en gran medida de la composición y la forma del cuerpo. La figura 2 muestra los principios de cómo la dispersión puede modelarse a partir de imágenes de TC calculando la probabilidad de que un fotón a 1) recorra la 2distancia x 2, para ser 2) dispersado un ángulo θ hacia la cámara, seguido de 3) un escape para recorrer una distancia x 33.
Segmentación (VOI)
La resolución espacial de una imagen SPECT es generalmente mucho menor que una imagen CT en un orden de una magnitud. Además, el contraste de imagen también es bajo en áreas de baja absorción, lo que luego conduce a dificultades en la segmentación (es decir, la delineación ya sea a mano o por algoritmos informáticos) de la región de interés (ROI) o el volumen de interés (VOI). Sin embargo, si un conjunto de imágenes CT se registra correctamente en un conjunto de imágenes SPECT, las imágenes CT se pueden usar para definir el volumen de interés (VOI) que luego se puede transferir para su uso en las imágenes SPECT. Por ejemplo, los volúmenes geométricos de los órganos y sus masas es un parámetro esencial cuando se calcula la dosis absorbida en la dosimetría de radionúclidos. Sin embargo, debe recordarse que el derrame (o derrame) de recuentos sobre el contorno que define una VOI geométrica se producirá debido a la resolución espacial de una imagen SPECT. Por lo tanto, al aplicar un VOI basado en CT en un conjunto de imágenes SPECT, esta pérdida de recuentos debido al derrame debe tenerse en cuenta para calcular la densidad de recuento correcta o la concentración de actividad si se traduce por un factor de calibración. Un método para superar esta pérdida de recuento es aplicar los llamados factores de recuperación. Estos a menudo se determinan a partir de mediciones experimentales o simulaciones por ordenador de geometrías con actividades y volúmenes conocidos y definen la relación entre los recuentos medidos totales a los recuentos determinados dentro de un VOI definido geométricamente de la fuente. La principal limitación es que el VOI de los tumores generalmente tiene formas arbitrarias, y por lo tanto una corrección de recuperación por un factor, obtenido de una fuente esférica, puede no tener en cuenta completamente el derrame/derrame.
Cálculos de dosimetría
Un campo importante de la medicina nuclear es el uso de radionúclidos que emiten partículas de carga para el tratamiento de enfermedades sistémicas malignas. El principio es la administración de radionucleidos o radiofármacos que se acumulan cerca o en el volumen objetivo, por ejemplo, células cancerosas. Los daños a las células cancerosas cercanas ocurrirán por las interacciones entre las partículas de carga emitidas y los electrones orbitales en las moléculas que causarán ionizaciones y averías químicas. Dado que estos radiofármacos no se dirigirán completamente solo al volumen principal de interés, la radiación también puede dañar el tejido normal y sano. Por lo tanto, es importante, como en la radioterapia externa, realizar la dosimetría para optimizar el tratamiento con respecto al resultado y los efectos secundarios. Esto se puede hacer mediante conjuntos cuantitativos de imágenes SPECT que muestran la distribución de radionúclidos a lo largo del tiempo, y a partir de los cuales se pueden calcular las dosis medias absorbidas por órganos. En muchos tratamientos estándar hoy en día, se utiliza un esquema de cálculo simplificado y aproximado, pero teniendo acceso a un programa de transporte de radiación basado en Monte-Carlo y una buena descripción de la composición corporal (disponible en el estudio SPECT/CT registrado) se pueden calcular las dosis absorbidas específicas del paciente [13,14].
Como se ha indicado anteriormente, los cálculos de dosimetría requieren, en principio, un procedimiento basado en estudios secuenciales de SPECT/CT para determinar la dosis total absorbida en un órgano o tumor. Entonces, el problema de la inscripción incorrecta, debido a los movimientos del paciente entre los puntos de tiempo, aparece incluso si cada punto de tiempo se adquiere con un estudio híbrido SPECT/CT. La única manera de compensar esta falta de coincidencia es confiar en los métodos de registro matemático, pero el uso de los datos SPECT para este propósito puede no ser confiable debido al ruido de la imagen y a las redistribuciones potencialmente grandes de los radiofármacos entre los puntos de tiempo. Sin embargo, si se lleva a cabo un SPECT/CT en cada punto de tiempo, entonces se puede determinar una transformación no rígida mediante un registro de imagen CT-CT, y a partir del resultado de esto se pueden aplicar los parámetros de transformación a las imágenes SPECT-SPECT[15]. La razón por la que es preferible el registro CT-CT es, es porque las imágenes CT-CT son más similares en comparación con las imágenes SPECT-SPECT coincidentes.
En algunas aplicaciones de dosimetría, el cálculo de las dosis absorbidas todavía se basa en imágenes cuantitativas de la cámara de centelleo plano [16]. Estas imágenes también se ven afectadas por la atenuación de los fotones. El método más común para corregir la atenuación es el método de vista conjugada. Para corregir la atenuación de fotones cuando se usa este método, se usa una imagen de factores de atenuación, donde cada factor corrige un valor de píxel correspondiente. Si un sistema SPECT/CT está disponible, dicho mapa de atenuación se puede calcular a partir de una medición de exploración plana utilizando la unidad de rayos X en el sistema SPECT/CT[17,18]. La Figura 3 muestra un ejemplo de una imagen de este tipo. El valor de un píxel en la imagen media representa la probabilidad de absorción a lo largo de una línea en la posición de píxel.
Artefactos potenciales con SPECT/CT
Una extensa colección de artefactos SPECT/CT se puede encontrar en la referencia 19
Desalineaciones entre SPECT y CT
Aunque los estudios SPECT y CT se realizan en la misma ocasión, los estudios son secuenciales y, por lo tanto, pueden ocurrir registros erróneos debido a la respiración, los movimientos de los pacientes, la flexión del lecho del escáner o las diferencias en los protocolos de adquisición entre SPECT y CT[20].
Figura 3. Imágenes de un paciente que se somete a un tratamiento con 177 Lu-Dotatate. La imagen izquierda muestra una imagen de emisión corregida por atenuación y dispersión, obtenida a partir de un procedimiento de cuantificación de vista conjugada. La imagen media muestra un mapa de atenuación, obtenido a partir de una medición anterior de exploración de cuerpo completo utilizando una irradiación de rayos X plana. La imagen correcta muestra una fusión de las dos imágenes.
En SPECT, el tiempo de adquisición por proyección es típicamente de 15-25 segundos. Esto significa que el paciente respira varios ciclos causando movimiento en el cuerpo debido a la inhalación. La atenuación que experimentan los fotones será entonces una especie de promedio en la geometría. En los sistemas SPECT/CT modernos, el tiempo requerido para adquirir una TC de un solo corte es muy corto, y la imagen en la práctica reflejará una marca de tiempo aleatoria en el ciclo de respiración, si el paciente no está dirigido a contener la respiración. En cualquier caso, la imagen de la TC puede no reflejar la atenuación promedio durante todo el ciclo de respiración. Cuando se usan las imágenes de TC en la corrección de atenuación o cálculos de dosis absorbidas, se pueden crear artefactos. Esto es bien reconocido en PET, donde la resolución espacial es superior a SPECT, pero el mismo problema ocurre potencialmente en SPECT/CT.
Debido a la diferencia axial en la posición central entre el SPECT y el campo de visión CT, se produce un problema potencial de desalineación para doblar los lechos del escáner. Para evitar problemas de atenuación en el sofá cuando el cabezal de la cámara está ubicado en el lado posterior, el sofá generalmente está hecho de material bajo en Z. Sin embargo, esto podría afectar la rigidez, especialmente cuando se obtienen imágenes de pacientes obesos con TC (porque la TC a menudo se coloca en la parte posterior de la cabeza de la cámara de centelleo, lo que lleva a una falta de coincidencia en la alineación entre las imágenes SPECT y la TC.
Endurecimiento de la viga
Un problema general con la formación de imágenes por TC es que las imágenes se crean a partir de un espectro de energía de fotones de rayos X con un número sustancial de fotones de energías más bajas. Estos fotones de baja energía tienen una mayor probabilidad de atenuarse a lo largo de la línea en comparación con los fotones con energías más altas. Esto da como resultado una aparente menor atenuación en el centro de la imagen de TC[21]. Este efecto depende del tamaño y la composición del paciente, pero también de la vista de proyección.
El truncamiento de las armas de la imagen
El truncamiento de la información de la TC, debido a los sistemas de campo de visión limitado, puede ocurrir para pacientes grandes, especialmente si la adquisición se realiza con las armas hacia abajo. Aunque este efecto puede no ser importante para las aplicaciones de fusión de imágenes, donde el principal órgano de intereses a menudo se encuentra en el campo de visión central, puede afectar seriamente a la corrección de atenuación, porque algunas partes no se tienen en cuenta para ciertas vistas de proyección. Esto puede dar como resultado una corrección insuficiente del efecto de atenuación. Este efecto se puede ver en la imagen CT de la Figura 4.
Errores asociados a la conversión de HU
La unidad de Hounsfield en general definida a partir de la siguiente ecuación:
En SPECT, el tiempo de adquisición por proyección es típicamente de 15-25 segundos. Esto significa que el paciente respira varios ciclos causando movimiento en el cuerpo debido a la inhalación. La atenuación que experimentan los fotones será entonces una especie de promedio en la geometría. En los sistemas SPECT/CT modernos, el tiempo requerido para adquirir una TC de un solo corte es muy corto, y la imagen en la práctica reflejará una marca de tiempo aleatoria en el ciclo de respiración, si el paciente no está dirigido a contener la respiración. En cualquier caso, la imagen de la TC puede no reflejar la atenuación promedio durante todo el ciclo de respiración. Cuando se usan las imágenes de TC en la corrección de atenuación o cálculos de dosis absorbidas, se pueden crear artefactos. Esto es bien reconocido en PET, donde la resolución espacial es superior a SPECT, pero el mismo problema ocurre potencialmente en SPECT/CT.
Debido a la diferencia axial en la posición central entre el SPECT y el campo de visión CT, se produce un problema potencial de desalineación para doblar los lechos del escáner. Para evitar problemas de atenuación en el sofá cuando el cabezal de la cámara está ubicado en el lado posterior, el sofá generalmente está hecho de material bajo en Z. Sin embargo, esto podría afectar la rigidez, especialmente cuando se obtienen imágenes de pacientes obesos con TC (porque la TC a menudo se coloca en la parte posterior de la cabeza de la cámara de centelleo, lo que lleva a una falta de coincidencia en la alineación entre las imágenes SPECT y la TC.
Endurecimiento de la viga
Un problema general con la formación de imágenes por TC es que las imágenes se crean a partir de un espectro de energía de fotones de rayos X con un número sustancial de fotones de energías más bajas. Estos fotones de baja energía tienen una mayor probabilidad de atenuarse a lo largo de la línea en comparación con los fotones con energías más altas. Esto da como resultado una aparente menor atenuación en el centro de la imagen de TC[21]. Este efecto depende del tamaño y la composición del paciente, pero también de la vista de proyección.
El truncamiento de las armas de la imagen
El truncamiento de la información de la TC, debido a los sistemas de campo de visión limitado, puede ocurrir para pacientes grandes, especialmente si la adquisición se realiza con las armas hacia abajo. Aunque este efecto puede no ser importante para las aplicaciones de fusión de imágenes, donde el principal órgano de intereses a menudo se encuentra en el campo de visión central, puede afectar seriamente a la corrección de atenuación, porque algunas partes no se tienen en cuenta para ciertas vistas de proyección. Esto puede dar como resultado una corrección insuficiente del efecto de atenuación. Este efecto se puede ver en la imagen CT de la Figura 4.
Errores asociados a la conversión de HU
La unidad de Hounsfield en general definida a partir de la siguiente ecuación:
y donde μ es el, llamado, coeficiente de atenuación lineal, con un valor proporcional a la probabilidad de interacción a lo largo de la trayectoria del fotón. El coeficiente depende en gran medida de la composición atómica y de la energía fotónica. Debe recordarse que los valores de CT se obtienen a partir de un espectro de energía de fotones de rayos X con una energía máxima proporcional al ajuste de voltaje del tubo de rayos X. Los voltajes comunes para una TC son de 120-140 kV. En SPECT, la adquisición se realiza generalmente con una única energía fotónica específica. Para la corrección de la atenuación y el cálculo de la dosis absorbida, se necesitan convertir los números HU en coeficientes de atenuación. Esta conversión para la energía de fotón SPECT relevante no es trivial, y generalmente consiste en una regresión bilineal determinada a partir de una medición de un fantasma simplista con diferentes materiales y densidades.
Artefactos de la racha debido a la gran atenuación de los rayos X
En algunos casos para pacientes muy grandes y cuando se realiza una dosis baja de TC, los artefactos de rayas pueden ocurrir a lo largo de las direcciones donde la vía para los rayos X es larga y con atenuación, como es el caso en la región pélvica. Debido a que los valores de CT se obtienen a partir de una medición de transmisión normalizada, pueden ocurrir grandes variaciones estadísticas en la normalización para esas direcciones, donde la probabilidad de transmisión es muy baja. Este efecto se traducirá en artefactos de rayas de altos HU.
Diferencias en la resolución espacial
Hay una diferencia relativamente grande en la resolución espacial entre las imágenes SPECT y las imágenes de diagnóstico CT. Esto a veces puede generar artefactos en las imágenes corregidas por atenuación debido al derrame de recuentos en regiones donde no se produce actividad. Por ejemplo, el derrame de recuentos en la región pulmonar desde el tejido circundante puede generar dosis locales de alta absorción a nivel de vóxel debido a la baja masa de un vóxel pulmonar. Un método para reducir estos artefactos es degradar la resolución espacial de las imágenes CT a un nivel que coincida con las imágenes SPECT aplicando, por ejemplo, un filtro gaussiano de paso bajo con una anchura que representa la resolución espacial. Sin embargo, esto no compensa las grandes diferencias debido a la respiración.
Artefactos por agentes de contraste e implantes metálicos en TC
A veces, los pacientes pueden tener implantes, como marcapasos, reemplazo de cadera, puerto a-cates, uñas o estabilizadores en el campo de visión que afectarán la calidad de la imagen de la TC. Estos implantes a menudo están hechos de alguna forma de composición metálica de alta atenuación que puede crear artefactos de raya en el procedimiento de reconstrucción. Si la corrección de atenuación se implementa en el proceso de reconstrucción, también puede haber artefactos creados debido a coeficientes de atenuación locales muy altos cuando las imágenes de reconstrucción difieren mucho en la resolución espacial en comparación con la TC, como es el caso de SPECT. Un efecto menos severo pero aún molesto es que estos altos valores de TC pueden tener un impacto en la visualización de la imagen de TC. Una imagen que se muestra en la pantalla de un ordenador a menudo utiliza un número finito de niveles de color distribuidos uniformemente entre el valor de CT mínimo y el máximo en la imagen. Si hay píxeles de valores muy altos, como los que representan los implantes, entonces el contraste de los valores de píxeles que representan los tejidos será muy pobre. Esto se ilustra en la imagen izquierda de la figura 4. En este paciente, hay un pequeño palo de metal colocado cerca de la columna vertebral. El nivel de gris es lineal, de modo que los detalles en otras partes de la rebanada transversal son difíciles de visualizar. En la imagen correcta, la escala de nivel de gris se cambia mediante una corrección gamma de 0.3, lo que significa que un gran número de niveles de grises disponibles se distribuyen entre los valores de HU más bajos en comparación con los valores de HU altos.
La administración de soluciones de contraste yodadas puede mejorar cierta información en las imágenes de TC debido a la alta atenuación de la radiografía, y por esto crear un alto contraste en la imagen de CT donde está presente la solución. Sin embargo, estas soluciones de contraste pueden afectar posteriormente a la corrección de atenuación de los datos SPECT, si las imágenes CT se utilizan para este fin. Esto representa un problema mayor en PET/CT debido a la gran diferencia en la energía de los fotones entre el PET y el CT. Los resultados podrían conducir potencialmente a una sobreestimación de la actividad en las áreas de alta concentración del agente de contraste. Sin embargo, el contraste, aunque presente en el paciente, tiene una concentración menor dentro del campo de visión de la cámara cuando se realiza el estudio SPECT debido a la diferencia de tiempo entre SPECT y CT, y el efecto puede ser moderado.
Dosis de radiación
La dosis efectiva es mayor cuando se usa SPECT/CT en comparación con SPECT solo. La contribución de la exposición a la TC depende de la parte examinada del cuerpo y está en el rango de aproximadamente 1-10 mSv[22]. Una TC de dosis baja, usando menos miliamperios-segundos (mAs), da solo una dosis efectiva de pocos mSv y en muchos casos, tal estudio que proporciona suficiente información tanto para la localización como para la corrección de atenuación. Sin embargo, esto depende del propósito diagnóstico de la investigación. Sin embargo, siempre debe recordarse que el valor de la información de diagnóstico siempre debe exceder el mayor riesgo de la dosis de radiación.
Artefactos de la racha debido a la gran atenuación de los rayos X
En algunos casos para pacientes muy grandes y cuando se realiza una dosis baja de TC, los artefactos de rayas pueden ocurrir a lo largo de las direcciones donde la vía para los rayos X es larga y con atenuación, como es el caso en la región pélvica. Debido a que los valores de CT se obtienen a partir de una medición de transmisión normalizada, pueden ocurrir grandes variaciones estadísticas en la normalización para esas direcciones, donde la probabilidad de transmisión es muy baja. Este efecto se traducirá en artefactos de rayas de altos HU.
Diferencias en la resolución espacial
Hay una diferencia relativamente grande en la resolución espacial entre las imágenes SPECT y las imágenes de diagnóstico CT. Esto a veces puede generar artefactos en las imágenes corregidas por atenuación debido al derrame de recuentos en regiones donde no se produce actividad. Por ejemplo, el derrame de recuentos en la región pulmonar desde el tejido circundante puede generar dosis locales de alta absorción a nivel de vóxel debido a la baja masa de un vóxel pulmonar. Un método para reducir estos artefactos es degradar la resolución espacial de las imágenes CT a un nivel que coincida con las imágenes SPECT aplicando, por ejemplo, un filtro gaussiano de paso bajo con una anchura que representa la resolución espacial. Sin embargo, esto no compensa las grandes diferencias debido a la respiración.
Artefactos por agentes de contraste e implantes metálicos en TC
A veces, los pacientes pueden tener implantes, como marcapasos, reemplazo de cadera, puerto a-cates, uñas o estabilizadores en el campo de visión que afectarán la calidad de la imagen de la TC. Estos implantes a menudo están hechos de alguna forma de composición metálica de alta atenuación que puede crear artefactos de raya en el procedimiento de reconstrucción. Si la corrección de atenuación se implementa en el proceso de reconstrucción, también puede haber artefactos creados debido a coeficientes de atenuación locales muy altos cuando las imágenes de reconstrucción difieren mucho en la resolución espacial en comparación con la TC, como es el caso de SPECT. Un efecto menos severo pero aún molesto es que estos altos valores de TC pueden tener un impacto en la visualización de la imagen de TC. Una imagen que se muestra en la pantalla de un ordenador a menudo utiliza un número finito de niveles de color distribuidos uniformemente entre el valor de CT mínimo y el máximo en la imagen. Si hay píxeles de valores muy altos, como los que representan los implantes, entonces el contraste de los valores de píxeles que representan los tejidos será muy pobre. Esto se ilustra en la imagen izquierda de la figura 4. En este paciente, hay un pequeño palo de metal colocado cerca de la columna vertebral. El nivel de gris es lineal, de modo que los detalles en otras partes de la rebanada transversal son difíciles de visualizar. En la imagen correcta, la escala de nivel de gris se cambia mediante una corrección gamma de 0.3, lo que significa que un gran número de niveles de grises disponibles se distribuyen entre los valores de HU más bajos en comparación con los valores de HU altos.
La administración de soluciones de contraste yodadas puede mejorar cierta información en las imágenes de TC debido a la alta atenuación de la radiografía, y por esto crear un alto contraste en la imagen de CT donde está presente la solución. Sin embargo, estas soluciones de contraste pueden afectar posteriormente a la corrección de atenuación de los datos SPECT, si las imágenes CT se utilizan para este fin. Esto representa un problema mayor en PET/CT debido a la gran diferencia en la energía de los fotones entre el PET y el CT. Los resultados podrían conducir potencialmente a una sobreestimación de la actividad en las áreas de alta concentración del agente de contraste. Sin embargo, el contraste, aunque presente en el paciente, tiene una concentración menor dentro del campo de visión de la cámara cuando se realiza el estudio SPECT debido a la diferencia de tiempo entre SPECT y CT, y el efecto puede ser moderado.
Dosis de radiación
La dosis efectiva es mayor cuando se usa SPECT/CT en comparación con SPECT solo. La contribución de la exposición a la TC depende de la parte examinada del cuerpo y está en el rango de aproximadamente 1-10 mSv[22]. Una TC de dosis baja, usando menos miliamperios-segundos (mAs), da solo una dosis efectiva de pocos mSv y en muchos casos, tal estudio que proporciona suficiente información tanto para la localización como para la corrección de atenuación. Sin embargo, esto depende del propósito diagnóstico de la investigación. Sin embargo, siempre debe recordarse que el valor de la información de diagnóstico siempre debe exceder el mayor riesgo de la dosis de radiación.
Figura 4. La figura ilustra el problema de la visualización cuando un material de alta atenuación, indicado por las flechas, está presente en el paciente durante una TC. La imagen izquierda muestra una imagen de rayos X de exploración donde se ve claramente la ubicación del dispositivo de metal. La imagen media muestra el uso de una escala de nivel de gris lineal normal, mientras que la imagen derecha muestra una imagen con una escala de nivel de gris manipulada de una manera no lineal para aumentar el rango dinámico de niveles para los vóxeles con valores correspondientes a los rangos de tejido HU.
1. Ljungberg M, Pretorio PH. SPECT/CT: una actualización sobre desarrollos tecnológicos y aplicaciones clínicas. Br J Radiol 2018;91:20160402. https://doi.org/10.1259/bjr.20160402.
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