alasbimn journal year 12, number 48, april 2010 / año 12 ... · 99mtc-ecd y 99mtc-hmpao, de...

Margarita Núñez.

Tecnóloga en Medicina Nuclear.

Escuela Universitaria de Tecnología

Médica,

Universidad de la República.

Av. Italia S/N, Montevideo, Uruguay.

Correspondencia:

Margarita Núñez.

Escuela Universitaria de Tecnología

Médica,

Universidad de la República.

Av. Italia S/N, Montevideo, Uruguay

Email: [email protected]

Cita / Reference:

Núñez, Margarita. SPECT cerebral:

aspectos técnicos a tomar en cuenta

para obtener estudios de calidad

diagnóstica. Alasbimn Journal 12 (48):

April 2010. Article N° AJ48-8

http://www.alasbimnjournal.cl

/alasbimn

/index.php?option=com_content&

task=category&sectionid=25&id=191&

Itemid=272

Alasbimn Journal Year 12, Number 48, April 2010 / Año 12, Nº 48, abril 2010

SPECT cerebral: aspectos técnicos a tomar en cuenta para obtenerestudios de calidad diagnóstica. AJ48-8

Introducción

Los procedimientos de SPECT cerebral son altamente demandantes del punto de vista técnico.

Las imágenes están influenciadas por varios aspectos no relacionados con la patología del

paciente que tienen que ver con la calidad del estudio tomográfico, tales como el radiofármaco

utilizado, condiciones ambientales al momento de la inyección del radiotrazador, aspectos de la

instrumentación, parámetros de adquisición, técnicas de procesamiento y presentación de la

imagen. Dado el gran número de factores que pueden influir en el aspecto de las imágenes, es

de suma importancia seguir cuidadosamente todos los pasos del protocolo de estudio así como

realizar un estricto control de calidad de los elementos involucrados. Se discutirán a

continuación varios de los aspectos técnicos mencionados.

Preparación del paciente

Debe indicarse previamente al paciente que evite el consumo de tabaco, cafeína, alcohol y

otras drogas vasoactivas que potencialmente afecten el flujo sanguíneo cerebral.

Para la óptima interpretación del estudio es importante registrar datos tales como: historia

clínica del paciente, utilización de drogas, resultados de exámenes neurológicos o

neuropsicológicos, situación mental al momento del estudio (confusión, orientación témporo-

espacial), medicación recibida y hora de la última dosis, y asimismo estudios morfológicos

realizados tales como TC o RM (1,2,3,4,5,6,7).

Los pacientes referidos para estudios cerebrales pueden estar confundidos, desorientados y/o

presentar alteración de la memoria por lo cual es necesario adoptar precauciones adicionales.

Se debe evaluar la capacidad de cooperación del paciente, y aquellos portadores de demencia

deben ser vigilados en forma constante. Si existe déficit neurológico pueden requerirse cuidados

especiales y/o monitorización. En los casos que se necesite sedación, la misma debe ser

administrada luego de la inyección del radiotrazador. Es muy importante explicar el

procedimiento detallado al enfermo antes de proceder a su preparación. El paciente necesita

sentirse cómodo a fin de cooperar, y también se le debe informar cuánto tiempo tomará el

estudio.

Radiofármacos

Los radiofármacos empleados para SPECT cerebral no serán objeto de descripción detallada.

Solamente mencionaremos que actualmente los más utilizados para perfusión cerebral son el99mTc-ECD y 99mTc-HMPAO, de biodistribución levemente diferente pero de similar utilidad


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clínica(1,2,3,6,7). Cabe recordar la importancia de utilizar tecnecio recién eluido para la

preparación del radiofármaco, así como determinar siempre la pureza radioquímica del

preparado antes de la administración del mismo, siguiendo las instrucciones especificadas por

el fabricante. La dosis a administrar y el lapso de espera para la realización de las imágenes

dependerá del radiotrazador, variando entre un mínimo de 30 minutos para el ECD y 45-50

minutos para el HMPAO, el cual presenta un aclaramiento sanguíneo algo más lento. Cuando

se realiza un estudio con HMPAO, deberá tenerse en cuenta el limitado tiempo de estabilidad

luego de la reconstitución, salvo que se incorporen estabilizantes. La dosis habitual para adultos

en ambos casos es de 740-1110 MBq (20-30 mCi).

Técnicas de inyeccíon

Es necesario que el procedimiento de inyección esté estandarizado. Se debe colocar al paciente

una vía venosa al menos 10 minutos antes de la inyección del trazador y luego asegurarse que

permanezca en reposo, cómodamente ubicado en un lugar tranquilo y en penumbra(2,7,8). La

canalización venosa se realiza previamente para evitar la sensación de dolor al momento de

administrar la dosis ya que la distribución cerebral del trazador podría sufrir modificaciones

respecto al reposo.

Idealmente, las condiciones de reposo psico-físico (que incluyen abstenerse de hablar o leer)

deben mantenerse durante algunos minutos antes y después de la inyección del trazador. Una

vez administrado el mismo, éste se dirigirá preferentemente a áreas del cerebro que están

recibiendo mayor flujo sanguíneo durante la inyección. Si el paciente es inyectado en un lugar

ruidoso y bajo luz brillante, los sectores del cerebro correspondientes a las áreas auditiva y

visual tendrán mayor suministro de sangre de lo que recibirían en condiciones normales. Esto

resultará en hiperperfusión de las regiones occipitales (visión) y temporales (audición) lo que

puede llevar a una errónea interpretación de las imágenes (figura 1).

Figura 1. Imágenes volumétricas (3D) deSPECT cerebral en proyección posteriormostrando la distribución del radiotrazador30 minutos después de la inyección. A:Inyección en condiciones óptimas. B:Incremento focal de captación en lacorteza visual (flecha), debido a malapreparación del paciente por inyecciónbajo luz intensa.

Para lograr reproducibilidad de los estudios es importante contar con un espacio especialmente

acondicionado, tranquilo, sin ruidos intensos y preferentemente en penumbra, para la inyección

del paciente. Se recomienda sin embargo que el mismo mantenga los ojos abiertos. Es

importante comprender que la preparación incorrecta afectará las imágenes de SPECT cerebral

y podría dar lugar a una falsa interpretación.


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Posicionamieno del paciente

El paciente debe ser colocado en la camilla de estudio en posición supina, preferentemente con

una pequeña almohada debajo de las rodillas lo cual puede ayudar a aliviar la presión sobre la

espalda. Los brazos pueden colocarse a los lados del cuerpo o sobre el abdomen, a fin de dejar

libre la región cefálica.

Es fundamental que el paciente esté muy relajado, lo que contribuirá a minimizar sus

movimientos durante el estudio. Para ello es importante atender sus necesidades, por ejemplo,

advertirle cuánto tiempo demorará el procedimiento, sugerirle ir al baño antes de comenzar,

tener en cuenta que puede sentir frío por el aire acondicionado de la sala, eventualmente

cubrirlo con una manta. En fin, asegurarse que el paciente esté confortable lo que le permitirá

tolerar el estudio sin moverse.

Es preferible contar con algún dispositivo para la colocación y sujeción de la cabeza, lo que

ayudará al correcto posicionamiento pero también a la inmovilización de la misma (figura 2). Se

debe colocar la cabeza lo más alineada posible con el eje corporal y con el mentón hacia el

pecho (desde el extremo de la camilla verificar que el mentón, la nariz y la frente del paciente

estén alineados). Es útil asegurar la cabeza firmemente con una banda para evitar movimientos

durante la adquisición.

A efectos de conseguir el menor radio de rotación posible, se debe procurar incluir solamente la

cabeza del paciente en el campo de visión evitando los hombros, para lo cual la misma debe

ocupar el sector inferior del campo. Verificar que la cabeza esté centrada con respecto al eje x

del detector, rotar luego la cámara a 90º y en esta posición centrar la cabeza en el campo de

visión elevando o disminuyendo la altura de la camilla (figura 2). Debe comprobarse que la

totalidad del cerebro quede contenido dentro del campo visual durante toda la rotación.

Antes de comenzar la adquisición, es muy importante verificar que el cabezal detector esté

nivelado. Asimismo, debe comprobarse que el detector gire libremente sin que nada interfiera

con el movimiento de la cámara durante la adquisición de SPECT(3,8). Cualquier objeto encima o

debajo de la cámara puede constituir un obstáculo importante para la rotación del detector y

dañar el equipo o lesionar al paciente. Si existe una vía venosa, conexión a un monitor

electrocardiográfico, algún tipo de drenaje o tubo de oxígeno, se debe asegurar que estos

elementos no interfieran con la rotación de la cámara.


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Parámetros de adquisición del estudio

Los parámetros usados para adquisición en SPECT no están determinados al azar, sino que

deben ser seleccionados para ajustarse óptimamente a un cierto tipo de estudio. Existen varios

parámetros que necesitamos elegir:

Colimador

El cerebro es un órgano complejo cuyas regiones pueden presentar cambios sutiles en la

distribución del radiofármaco, por lo cual es necesario adquirir un estudio de alto conteo con la

mejor resolución posible. En la mayoría de los casos se utiliza un colimador de alta o de

ultra-alta resolución y orificios paralelos, pero si hubiera disponible algún colimador específico

para cerebro como el de abanico (‘fan-beam’) (figura 3) debe utilizárselo. El objetivo principal del

colimador en abanico es proporcionar mayor sensibilidad y resolución (4,6,7,8). Este colimador

posee los orificios paralelos en una dirección (paralela al eje mayor del paciente) pero

convergentes en la otra dirección (paralela al eje transversal del paciente), de manera tal que se

focaliza en una línea en vez de un punto. El enfoque resulta en una magnificación, lo que

implica que los fotones gama de un objeto pequeño ocuparán un espacio mayor en la superficie

del detector y por tanto mejora la sensibilidad y resolución (como en el caso del colimador

pinhole).

Figura 3. A la izquierda, diagrama mostrando cómo opera un colimador en abanico; a laderecha el diseño del colimador y una proyección del haz de fotones aceptados.

De usarse este colimador, debe tenerse en cuenta que el software necesario para la

reconstrucción es diferente del habitual, ya que los cálculos deben referirse a distintas

suposiciones geométricas. La reconstrucción con el colimador en abanico requiere que los datos

adquiridos sean reposicionados para formar un grupo de proyecciones paralelas: este proceso

es llamado ‘rebinning’(10) .

Tamaño de la matriz

Como en las imágenes planares, el tamaño de la matriz debe ser tal que no se pierda la

resolución del sistema(1,2,3). De acuerdo al teorema de muestreo, en una imagen planar

debemos asegurarnos que la matriz elegida resulte en un tamaño de pixel que no supere la

mitad de la resolución de la cámara, o sea que el ancho a mitad de altura (FWHM) debe estar

representado por 2 pixeles. Si existieran menos de 2 pixeles, se perderá resolución y existirá la

posibilidad de artefactos por el efecto de muestreo (“aliasing”). Si pasamos a una matriz mayor


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de lo necesario, realmente no ganaremos resolución y podríamos estar incrementando la

cantidad de ruido presente en la imagen. Sólo necesitamos asegurarnos que la matriz sea lo

suficientemente grande para no perder la resolución del sistema (figura 4).

Figura 4. Corte transversal del cerebro representado en diferentes matrices. Obsérvesela degradación progresiva de la resolución de la imagen a medida que aumenta eltamaño del píxel (arriba izquierda, matriz 256x256; abajo derecha, matriz 16x16).

En SPECT podemos utilizar argumentos similares. En este caso, la regla general es que el

tamaño de la matriz sea lo suficientemente grande para que existan 2,5 pixeles por FWHM. Se

necesitan algunos pixeles más por distancia de resolución que en estudios planares: esto es así

porque la resolución de la imagen reconstruida es en definitiva un promedio de la resolución de

la cámara, que varía constantemente durante la rotación al cambiar la distancia entre el

detector y el paciente. En la práctica, la resolución de la imagen reconstruida puede ser

estimada de manera relativamente fácil si conocemos la resolución planar del sistema, ya que

la resolución reconstruida es similar a la resolución planar medida a una distancia equivalente al

radio de rotación. Por ejemplo, si tenemos un estudio de SPECT adquirido con un radio de

rotación de 20 cm, entonces la resolución reconstruida será aproximadamente la misma que la

resolución planar a 20 cm. Para un colimador de alta resolución, esta es típicamente de 12-15

mm.

Para decidir acerca del tamaño de la matriz, necesitamos conocer la resolución esperada del

sistema y el tamaño de la imagen adquirida. Siguiendo el ejemplo anterior, necesitamos

asegurarnos que la resolución esté representada por 2,5 pixeles, o sea que el tamaño del píxel

deberá ser 15 mm / 2,5 mm = 6 mm. Si estamos usando una cámara con un campo de visión

de 500 mm, el tamaño de la matriz deberá ser >500 mm / 6 mm = 83 pixeles de ancho. Por

tanto, en este caso será necesario una matriz de 128x128 para asegurarnos de no perder

resolución (128 es el tamaño superior de matriz más cercano a 83).

Magnificación

En SPECT cerebral puede aplicarse un factor de magnificación (‘zoom’), lo cual es

particularmente útil dado que de esta manera puede utilizarse una matriz de adquisición de

64x64 obteniendo un tamaño de píxel cercano al de una matriz de 128x128 (2,3,4,5). El efecto de

la amplificación consiste en usar la matriz para representar sólo una parte del campo de visión

de la cámara. Si seleccionamos un factor de zoom de 1,4 el campo de visión tendrá un tamaño

de 500 mm / 1,4 = 357 mm. Por tanto, el tamaño requerido de matriz debería ser al menos de


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357 mm / 6 mm = 59,5 pixeles. Una matriz de 64x64 sería entonces suficiente usando este

factor de magnificación.

La dificultad para adquirir con un factor de magnificación es el cuidado extremo que debe

aplicarse para asegurar que la totalidad del cerebro quede incluido en el campo de visión en

todas las proyecciones. El factor de zoom a aplicar dependerá del tamaño del campo y de la

cámara utilizada. Por ejemplo, con una cámara estándar de campo rectangular puede aplicarse

un factor de magnificación de 2. Sin embargo, con un campo de 400 mm un factor de

magnificación menor puede ser más apropiado.

Tipo de órbita

El tipo de órbita a utilizar dependerá del sistema; sin duda la órbita de elección será aquella que

permita obtener el menor radio de rotación (figura 5). Se debe recordar que cuanto más cerca

esté el detector del paciente, mayor será la calidad del estudio por lo cual se debe tratar de

minimizar la distancia paciente-detector. Si el equipo ofrece la posibilidad de definir una órbita

elíptica, ésta será la apropiada (4,5). Otros equipos poseen dispositivos para contorno

automático, los cuales también son adecuados a este fin; otras veces se requiere definir la

órbita manualmente previo al estudio, en cuyo caso se debe tomar cuidado (ya que luego el

equipo la reproducirá durante la adquisición) tratando de conseguir un radio de rotación no mayor

de de 15cm.

Figura 5. Diagrama mostrando distintos tipos de órbita; a la izquierda órbita circular, enel centro órbita de contorno automático y a la derecha órbita elíptica. (el esquemamuestra al paciente con la cabeza hacia un lado en los dos últimos casos solamentecon fines demostrativos). La órbita circular mantiene una mayor distancia entre elpaciente y el detector por lo cual no es deseable.

Número de proyecciones

Una decisión igualmente importante es el número de ángulos de la adquisición. El teorema de

muestreo se aplica también para el muestreo radial, por lo tanto es deseable que el espacio

entre los ángulos sea similar al tamaño del píxel. La circunferencia completa de la órbita (o sea,

la distancia total recorrida por el detector) estará dada por 2πr. Por tanto, es posible calcular el

número de ángulos de modo que la distancia entre ellos sea suficientemente pequeña. De

nuevo, recurriendo al ejemplo anterior donde necesitábamos un distancia de 6 mm, si el radio

del círculo incluyendo el órgano de interés fuera de 10 cm, entonces el número de ángulos

debería ser >2πr/ 6 ≡105. Por tanto, necesitaríamos usar 120-128 ángulos en una adquisición de

360º (1,4,5,6). El muestreo angular es independiente del tamaño de matriz usado, de manera que

aún si se aplica un factor de magnificación, este es el número de pasos requerido.

Tiempo por proyección

La regla principal para determinar el tiempo por proyección es simplemente adquirir durante el


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máximo tiempo posible. Suponiendo que el paciente está confortable y se mantiene inmóvil,

probablemente 30 o 40 minutos sea el máximo tiempo tolerable. Esto significa que se deberían

adquirir unos 15 a 18 segundos por proyección en un sistema de un solo detector utilizando 128

pasos angulares. Si se utiliza una cámara de dos detectores, el tiempo por ángulo (por detector)

puede ser mantenido igual, de modo que el tiempo total de adquisición será la mitad; sin

embargo, es preferible incrementar el tiempo por ángulo (p. ej. 20-30 s) para adquirir mayor

número de cuentas (3,4,5).

Adquisición en modo ‘paso y disparo’ (step & shoot) vs. modo continuo

Normalmente se realiza la adquisición con la cámara detenida en cada ángulo y luego moviendo

el detector a la siguiente posición angular. El problema con este método es que, durante el

tiempo insumido para desplazarse desde una posición a otra, el detector no registra cuentas. El

tiempo desperdiciado puede ser significativo: por ejemplo, si se adquieren 120 proyecciones y el

desplazamiento de un ángulo a otro toma 2 segundos, el tiempo total desperdiciado será de 4

minutos.

Un método alternativo es la adquisición continua, donde el detector rota adquiriendo información

permanentemente para el mismo número de proyecciones que se usaba con el modo paso y

disparo. Obviamente, al moverse el detector potencialmente se degrada la resolución mientras

está adquiriendo datos. Sin embargo, si se programan 120 ángulos, la distancia angular entre

proyecciones será solamente de 3 grados y por tanto este movimiento tendrá escaso efecto

sobre la imagen mientras que se podrán ahorrar 4 minutos de adquisición (3,8). En cambio, si se

toman 60 proyecciones la distancia angular será de 6 grados y entonces el modo continuo no es

recomendable ya que la posibilidad de pérdida de resolución es mayor.

Número de detectores de la gamacámara

Actualmente es común el uso de sistemas SPECT con múltiples detectores, los que operan en

forma independiente entre sí, de modo que dos detectores adquieren dos proyecciones distintas

al mismo tiempo (tanto en configuración de 180º como de 90º). A menudo estos sistemas se

consideran muy complejos, aunque suponiendo que ambos cabezales estén correctamente

alineados y los detectores posean la misma sensibilidad, no hay diferencia respecto a un

sistema de un solo cabezal. El control de calidad se torna algo más tedioso debido a que

existen dos o más cabezales para verificar en vez de uno. Esencialmente, cada detector debe

ser tratado como una cámara individual (5,8).

La única diferencia con estos sistemas es que los datos son adquiridos con todos los cabezales

al mismo tiempo lo que resulta en mayor cantidad de cuentas por ángulo, o una adquisición más

rápida dependiendo de lo que se requiera con mayor prioridad. Algunos consideran la rapidez

como la mayor ventaja de estos instrumentos; sin embargo el objetivo debería ser obtener

estudios de mayor calidad ya sea usando un colimador de mayor resolución o adquiriendo un

mayor número de cuentas. Un estudio de menor duración también puede resultar de mejor

calidad solamente por disminuir la probabilidad de movimiento del paciente.

Procesamiento de imágenes

Revisión de las proyecciones

Una vez terminada la adquisición es muy importante revisar las proyecciones adquiridas en

busca de posibles movimientos del paciente u otras fallas. Se deben visualizar primeramente

las imágenes en modo cine, pero también el sinograma o el linograma de las proyecciones

ayudan a verificar la presencia de movimiento (figura 6). Si se comprueba movimiento

significativo, lo mejor es adquirir nuevamente el estudio SPECT. La mayoría de los paquetes de


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software contienen programas de corrección de movimiento, aunque la efectividad de los

mismos depende del tipo y magnitud de movimiento presente en las imágenes (3,6). Se debe

tener en cuenta que la presencia de movimiento dará lugar a artefactos en la reconstrucción con

la consiguiente dificultad de interpretación (figura 7).

Figura 6. La imagen superior muestra el linograma de un estudio en el cual hubomovimiento del paciente, acompañado por el correspondiente gráfico que indica elnúmero de pixeles de desplazamiento (flechas). En el centro se muestra el linogramadel mismo estudio una vez corregido el movimiento por software. La imagen inferiormuestra el sinograma del mismo estudio de SPECT cerebral.


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Figura 7. Cortes transversal, coronal y sagital del cerebro obtenidos con 99mTc-ECD.Las imágenes en la fila superior muestran artefactos predominando en región frontalderecha, debidos al movimiento del paciente. En la fila inferior se presentan lasimágenes del mismo paciente sin efecto de movimiento.

Límites de reconstrucción

Una vez verificada la ausencia de movimiento o realizada la corrección del mismo, el siguiente

paso antes de comenzar la reconstrucción de las imágenes consiste en establecer los límites

de la reconstrucción por encima y por debajo del cerebro. Estos deben verificarse en distintas

proyecciones para comprobar que todo el cerebro, incluyendo el cerebelo, quede contenido

dentro de ellos (figura 8 A).

Figura 8. A) Muestra la correcta colocación de los límites superior e inferior para lareconstrucción del estudio. B) Muestra cómo debe reorientarse el cerebro de acuerdo alplano vertical y órbito-meatal.

Reconstrucción de las imágenes

Dependiendo del software disponible y las preferencias del usuario, la reconstrucción de las

imágenes puede realizarse por retroproyección filtrada o por método iterativo.

a) Retroproyección filtrada


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El enfoque básico que se ha usado durante años es la técnica de retroproyección. La

retroproyección involucra la traslación de los datos planares adquiridos a una matriz de

reconstrucción. Las matrices de reconstrucción son perpendiculares a las matrices de las

imágenes planares en que se adquirieron los datos al girar el detector alrededor del paciente

(normalmente, en número de 60-64 a 120-128). Habrá tantas matrices de reconstrucción como

líneas en las matrices de adquisición (p. ej., si la adquisición se realizó en matriz de 64x64,

existirán 64 matrices de reconstrucción). La sumatoria o “apilamiento” de las matrices de

reconstrucción, darán lugar a un volumen (en este caso un cubo) conteniendo la información

tridimensional del órgano en estudio. Cada unidad de esta matriz cúbica final se denomina

‘voxel’, el cual puede ser imaginado como un pequeño cubo de un píxel de lado.

En el caso de la retroproyección simple, la información de fotones recibida por un píxel es

trasladada a todos los demás pixeles perpendiculares al detector, dando lugar a lo que se

denomina suma de rayos (11,12). Si el objeto en estudio tiene forma puntual, la proyección del

punto desde cada matriz de adquisición hacia la matriz de reconstrucción dará lugar a una serie

de líneas o rayos cuyo entrecruzamiento originará una representación de ese punto. El resultado

es una imagen reconstruida que brinda la localización correcta del punto pero a la vez contiene

tantas líneas entrecruzadas que da a la imagen aspecto de “estrella”. En una imagen más

compleja, este efecto es muy distorsionante y resta utilidad diagnóstica a menos que se

apliquen métodos para corregirlo. La manera de hacerlo es mediante un filtro, y hablamos

entonces de retroproyección filtrada. El propósito del filtro es, entonces, eliminar las líneas

generadas en el proceso de retroproyección conservando la representación del objeto original.

Para intentar eliminar la “estrella” alrededor del objeto reconstruido, se aplica un filtro que

multiplica cada componente de frecuencia por un factor proporcional a la frecuencia espacial. El

filtro tiene simplemente una forma de rampa en el dominio de las frecuencias y una forma más

complicada en el dominio espacial. Debe recordarse que el ruido se presenta como un

componente de baja amplitud a todas las frecuencias. La aplicación de un filtro rampa

amplificará las altas frecuencias y producirá un resultado muy ruidoso, mucho peor que una

imagen planar normal.

La retroproyección filtrada siempre involucra la utilización de un filtro rampa. Sin embargo, debe

elegirse un segundo filtro (o la combinación de un filtro de suavizado con un filtro rampa) para

controlar el ruido (1,2,3,4,11,12). En realidad, los filtros de suavizado o ‘pasa bajo’ (‘low-pass’) son

funciones matemáticas aplicadas al filtro rampa (‘ventana’) a fin de modificar el resultado final.

Habitualmente, los filtros de suavizado permiten incorporar en el proceso de reconstrucción los

componentes de menor frecuencia asociados con la señal proveniente del objeto original,

eliminando los componentes de mayor frecuencia que representan predominantemente ‘ruido’.

La retroproyección filtrada remueve el ‘borroneado’ creado por el proceso de retroproyección,

aunque no el que ocurre por el proceso de recolección de datos, dado que éste es causado por

las limitaciones de la resolución espacial del sistema.

Existe una amplia variedad de filtros disponibles en un software de medicina nuclear

(Butterworth, Hann, Hamming, Hanning, Shepp-Logan, Parzen, Gaussiano, etc). Todos estos

son filtros de suavizado que pueden ser combinados con el filtro rampa o, en la mayoría de los

casos, también pueden ser aplicados por separado. En general es posible seleccionar

parámetros que modifican la forma de estos filtros, de modo que el resultado final dependerá no

solamente del tipo de filtro elegido sino también de sus parámetros.

Puede haber otros filtros disponibles, tales como el Metz y el Wiener; estos son llamados filtros

de restauración (o combinados de restauración y suavizado de altas frecuencias). Aunque estos

filtros son capaces de producir resultados atractivos en algunos estudios, el problema mayor es

que amplifican el ruido en las frecuencias intermedias, creando a veces artefactos que pueden

ser confundidos con detalles reales por lo que deben ser aplicados con cautela.

Uno de los filtros más difundidos en medicina nuclear es el Butterworth (BW), que funciona

especialmente bien para SPECT (7,8,9). Este filtro posee dos parámetros que lo definen: la


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frecuencia de corte y el orden. Con el filtro BW, las frecuencias bajas de la imagen son

multiplicadas por la unidad, de manera que no se produce efecto alguno; a mayores

frecuencias, el valor del filtro es <1 de modo que la amplitud se reduce y, en consecuencia, la

imagen se suaviza. El filtro cae más o menos abruptamente a la frecuencia de corte

seleccionada, siendo que la pendiente de esta caída está definida por su otro parámetro, el

orden. Debemos conocer el efecto que produce modificar estos parámetros. Al cambiar el orden

se modifica la pendiente de la curva, pero en realidad los cambios en esta pendiente producen

escaso efecto sobre el resultado final (figura 9). Lo más importante es la frecuencia de corte (a

veces llamada frecuencia crítica): a medida que la misma disminuye, el resultado es un

incremento en el efecto de suavizado. Aumentando la frecuencia de corte se produce el efecto

contrario, o sea se obtiene una imagen más ruidosa (figura 9).

Figura 9. Corte transversal del cerebro reconstruido con un filtro Butterworth quemuestra el efecto de la variación del orden (fila superior) y la frecuencia de corte (filainferior) sobre las imágenes: los diferentes valores de orden (3 a 6) afectan poco elaspecto de la imagen, mientras que éste cambia notablemente al variar la frecuencia decorte (0,25 a 0,10).

Debe notarse que una imagen muy suavizada, aunque poco ruidosa, pierde resolución (sus

bordes aparecen borrosos) y por el contrario, una imagen menos suavizada aunque de mayor

resolución, puede ser difícil de interpretar debido al componente de ruido. Por tanto, la selección

de los parámetros del filtro debe representar un compromiso entre la cantidad de ruido tolerable

en la imagen y el grado de resolución que estamos dispuestos a sacrificar para eliminar el ruido.

Aunque existen otras unidades que pueden ser utilizadas, la frecuencia de corte suele

expresarse como fracción de la frecuencia de Nyquist (cuya definición escapa al propósito de

este artículo), siendo que un valor típico en estudios clínicos se sitúa entre 0,35 y 0,55 Nyquist

en tanto que el orden más utilizado es de 5 a 10.

La razón por la cual el filtro BW es particularmente útil es que no afecta las bajas frecuencias

(los datos del paciente tomados con una gamacámara predominan en este sector). Otros filtros

presentan una morfología levemente diferente pero en general tienden a reducir la amplitud de

las bajas frecuencias, lo cual no es deseable.

En algunos sistemas se tiene la opción de cuándo exactamente aplicar el filtro, ya sea antes,

durante o después de la reconstrucción y esto puede resultar algo confuso. En realidad

podemos lograr exactamente los mismos resultados por varios mecanismos, ya que cuando se

multiplica, no importa el orden en que se aplican los términos. Debido a que el suavizado

implica una multiplicación (en el dominio de Fourier), el mismo puede ser aplicado antes,

durante o después del filtro rampa, con el mismo resultado. El efecto del filtro será óptimo al ser

aplicado en las 3 direcciones del espacio (x,y,z).

b) Reconstrucción iterativa


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La técnica iterativa, también llamada algebraica, fue una de las primeras aplicadas en medicina

nuclear para la reconstrucción de imágenes tomográficas. Debido a que requería demasiado

tiempo computacional, fue casi totalmente reemplazada por las técnicas de retroproyección,

pero actualmente gracias a la mayor disponibilidad de equipos potentes está siendo cada vez

más utilizada dado que brinda mejor calidad de imagen y permite una cuantificación más exacta(6,7,8,9).

El método de retroproyección, basado en las frecuencias espaciales, brinda un método de

reconstrucción muy eficiente pero asume que los datos son proyecciones simples de suma de

rayos. Cuando están presentes otros efectos como la atenuación, la radiación dispersa

(‘scatter’) y el ruido estadístico, estos métodos son susceptibles de crear artefactos. En

cambio, el método de reconstrucción iterativa toma en cuenta todas esas variables. La clave de

la reconstrucción iterativa es una buena comprensión del proceso de recolección de datos de

forma que pueda ser modelado en la computadora.

El proceso de repetir un acto realizando pequeños ajustes en base a la apreciación del problema

(ensayo y error) es lo que se conoce como un método iterativo. Típicamente, el proceso se

acerca cada vez más a la solución a medida que se suceden los intentos. El método iterativo

está basado en una serie de aproximaciones secuenciales: comienza con una retroproyección

simple que genera una primera imagen reconstruida, luego se reproyectan ‘hacia atrás’ los datos

de esa imagen, desde la matriz de reconstrucción hacia las matrices de adquisición (método

inverso al de la retroproyección). Como los datos originales de las matrices de adquisición son

conocidos, la diferencia entre los datos reproyectados y los originales representan el error

producido en el proceso de reconstrucción. Este error es usado para corregir la imagen

reconstruida, la cual es reproyectada nuevamente y comparada otra vez con los originales. El

proceso se repite varias veces, hasta llegar a un resultado casi perfecto. El método iterativo

posee la gran ventaja de permitir incluir muchas variables que afectan la imagen: atenuación,

scatter, resolución del colimador, etc. y por tanto es posible incorporar las correcciones

respectivas.

Reorientación de los ejes

La reorientación de las imágenes en SPECT cerebral se realiza de modo tal que los cortes

siempre correspondan a un plano similar no importando la posición exacta de la cabeza del

paciente durante la adquisición del estudio. El propósito general de la reorientación es asegurar

que no existan asimetrías artificiales y proporcionar una estandarización reproducible para

interpretación e informe del estudio.

Para lograr esto, las imágenes del encéfalo deben ser reorientadas de modo que la línea media

se coloca en una dirección vertical en el plano frontal. Para asegurar que no existe inclinación

lateral del cerebro se puede verificar que la línea media se mantenga en la misma posición

independientemente del corte seleccionado. La orientación de los cortes transversales debe ser

elegida de un modo reproducible. Comúnmente se representan los cortes transversales

paralelos al plano órbito-meatal (1,2,3,4,5) aunque, puede ser utilizada una orientación más

específica para examinar los lóbulos temporales (figuras 8B y 10). En TC y RM la selección del

plano es mucho más precisa debido al detalle anatómico y flexibilidad del posicionamiento del

paciente.

Un posicionamiento correcto del paciente durante la adquisición puede facilitar la reorientación

del cerebro, y hasta hacer ésta innecesaria. Es particularmente importante que la cabeza no

esté inclinada hacia un lado, de otro modo esta inclinación adicional deberá ser corregida. Debe

tomarse en cuenta que la interpretación del estudio se basa en gran medida en el análisis de la

simetría.

En estudios de epilepsia y en algunas demencias, es útil reorientar el cerebro de modo que los

planos transversales sean paralelos al eje mayor de los lóbulos temporales, los cuales se ven


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frecuentemente afectados en estos cuadros clínicos. Debe tomarse en cuenta que los lóbulos

temporales presentan una inclinación de unos -30º respecto al plano órbito-meatal (figura 10, fila

inferior).

Figura 10. Muestra un corte transversal reorientado según el plano órbito-meatal (filasuperior) y siguiendo el plano temporal (fila inferior).

El convencionalismo usado, común para medicina nuclear y radiología, exige la orientación de

las imágenes siempre de una misma manera. Al observar un estudio cerebral, se estarán viendo

las imágenes desde los pies del paciente. De este modo, la parte izquierda de la imagen

representa el sector derecho del cerebro, mientras que la parte anterior del cerebro debe estar

en la parte superior de la imagen.

Corrección de atenuación

La atenuación es un proceso que afecta la calidad de cada imagen adquirida, y se produce

cuando la radiación atraviesa la materia e interactúa con ella. En los tejidos biológicos, la

principal interacción es la dispersión Compton, mediante la cual se pierde energía que se

transfiere a la materia circundante. Esto tiene como consecuencia que parte de la radiación es

desviada o completamente atenuada. El efecto de la atenuación es que las estructuras

profundas aparentarán tener menos cuentas que las estructuras superficiales, ya que la

radiación emitida por ellas sufre mayor interacción con la materia que se interpone con el

detector (figura 11a).

En la mayoría de los sistemas SPECT se utiliza la corrección de atenuación por el método de

Chang, que supone un coeficiente de atenuación constante de los tejidos objeto de estudio(13,14). Esta suposición es razonablemente verdadera en el cerebro, pero no en otros órganos del

cuerpo. El método de corrección de atenuación de Chang se utiliza para devolver a los pixeles

de las estructuras profundas el valor correcto al compensar el efecto de la atenuación


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ocasionada por un tejido de coeficiente conocido (figura 11b). El método requiere definir los

límites del órgano en la imagen (figura 11c). Los valores de cuentas de los pixeles son luego

incrementados en proporción a la distancia entre el borde del órgano y la localización del píxel a

ser corregido.

Figura 11: Arriba, izquierda: Perfil de actividad en un corte de cerebro con y sincorrección de atenuación mostrando cómo se afecta el conteo de las estructurasprofundas. Arriba, derecha: Diagrama que muestra la atenuación sufrida por los fotonesal atravesar una distancia x antes de alcanzar el detector (µ = coeficiente de atenuaciónen agua para el isótopo usado). Abajo: Cómo debe definirse la elipse en 3 cortessucesivos, incluyendo la totalidad del cerebro y lo que correspondería a la calotacraneana, para la correcta aplicación del método de corrección de Chang.

La corrección de atenuación en las imágenes de SPECT cerebral es necesaria para visualizar

las pequeñas estructuras profundas. Esto es de especial importancia con los nuevos

radiotrazadores de receptores para estudiar los núcleos de la base, y en paricular cuando se

aplican métodos de cuantificación. En los sistemas híbridos SPECT/CT, se utiliza la

información de la tomografía computada para generar un verdadero mapa de atenuación, lo que

permite realizar una corrección más perfecta al igual que ocurre con el PET/CT.

Presentación de las imágenes

Una vez que las imágenes se han reconstruido, reorientado y corregido por atenuación, el

estudio clínico está listo para ser interpretado. Para ello es necesario componer una

presentación que sintetice toda la información recogida en el procedimiento. El aspecto de las

imágenes puede ser favorecido aplicando un factor de magnificación (‘zoom’)

post-reconstrucción y una sustracción de fondo para mejorar el contraste, aunque ésta no

debería ser superior al 10% a fin de no introducir falsos defectos. Debe tomarse en cuenta que

la magnificación post-reconstrucción no tendrá efecto sobre la resolución de la imagen.

La mayoría de los sistemas hace posible la presentación de un juego de imágenes en un plano

por vez (transversal, coronal y sagital) o los tres planos simultáneamente donde se puede

colocar un cursor en una parte de la imagen y conseguir la imagen de intersección en los otros

planos automáticamente (figuras 12 y 13). Este tipo de presentación es muy adecuado para

ubicar una estructura en los tres planos del espacio.


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Figura 12. Estructuras cerebrales en los tres planos: transversal, sagital y coronal.

Figura 13. Presentación típica de un estudio de SPECT cerebral donde se muestransimultáneamente los tres cortes (transversales en el sector superior, coronales en elsector medio y sagitales en el sector inferior) y las imágenes volumétricas (derecha).

Constituye una buena práctica presentar siempre las imágenes de los pacientes con la misma

orientación y la misma scala de colores. De otro modo existirá variación significativa de

paciente a paciente, simplemente debido a cambios en la presentación.


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Opcionalmente, dependiendo del software disponible y la información requerida, se pueden

realizar reconstrucciones volumétricas tridimensionales de superficie, así como aplicar métodos

cuantitativos o semi-cuantitativos (15,16,17,18).

El estudio puede sensibilizarse con pruebas y estímulos funcionales o farmacológicos. Los

parámetros de adquisición no varían, debiendo obtenerse dos estudios, uno en condiciones

basales y otro bajo estímulo (3,4,5,19). Para localización de focos en pacientes epilépticos

también se deben realizar dos estudios, uno de ellos basal y otro habiendo inyectado al paciente

durante la crisis.

Fusión de imágenes

Dada la importancia de contar a la vez con información anatómica y fisiológica así como la

creciente disponibilidad de métodos estructurales y funcionales, a veces ya incorporados en

equipos híbridos tales como PET/CT y SPECT/CT, la fusión de imágenes cerebrales de

diferentes modalidades está cobrando gran interés para el diagnóstico no invasivo, así como

para guiar la terapia. Es posible lograr imágenes de alta resolución y presentaciones

tridimensionales en cualquier plano del espacio, con gran definición de estructuras profundas

(figura 14).

Figura 14. Imágenes adquiridas en equipo PET/CT: izquierda, corte transversal delcerebro con 18F-FDG; centro, fusión con imagen de CT; derecha, fusión PET/CT ypresentación tridimensional (cortesía CMN de Guanabara, Río de Janeiro, Brasil).

Debe distinguirse entre lo que se denomina fusión y el registro de imágenes. En términos

generales, la fusión implica un aprovechamiento sinérgico de imágenes relacionadas

espacialmente. Las aplicaciones de la fusión dependen del desarrollo y empleo de algoritmos

para el correcto registro espacial de las imágenes.

Existen numerosos algoritmos para el registro (20), todos los cuales incluyen la optimización de

la similitud entre una imagen a la que se asignan parámetros móviles (llamada imagen ‘flotante’)

y una imagen fija de referencia. El algoritmo de registro debe necesariamente contar con una o

más medidas de similitud entre las imágenes a registrar. Estas medidas determinan la robustez

y flexibilidad del algoritmo utilizado. Se puede utilizar varios tipos de medidas de similitud, que

generalmente se dividen en 3 categorías: basadas en marcas externas, basadas en contornos o

superficies, y basadas en intensidad de voxels. La explicación detallada de estos métodos

escapa al propósito del presente trabajo.

La mayoría de los problemas prácticos iniciales con respecto al registro de imágenes se ha

superado y ya existe una amplia disponibilidad de software comercial, siendo posible lograr

actualmente una exactitud del orden de medio píxel para imágenes de diferentes modalidades

(PET, SPECT, CT, RM). Aunque el registro basado en el hardware utilizando instrumentos

híbridos es prácticamente automático y muy preciso, el uso de herramientas de software para

manipular y fusionar imágenes procedentes de equipos remotos (o adquiridas en diferentes


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momentos) continuará jugando un importante papel en medicina nuclear. Debe recordarse que

los controles de calidad de SPECT no descriptos aquí (uniformidad, centro de rotación entre

otros) desempeñan un papel principal para la obtención de estudios de calidad (21).

Resumen de aspectos técnicos para un estudio de SPECT cerebral

Preparación del paciente

Suspender drogas vasoactivas.

Explicar el procedimiento.

Valorar necesidad de sedación (raramente).

Radiofármaco

99mTc-ECD, 99m Tc-HMPAO, otros para receptores.

Dosis (adulto): 740-1110 MBq (20-30 mCi).

Técnica de inyección

Colocar vía venosa con anticipación.

Minimizar estímulos sensoriales.

Posicionamiento del paciente.

Inmovilización/confortabilidad.

Soporte de cabeza.

Parámetros de adquisición del estudio

Cámara – preferentemente multicabezal.

Colimador – el de mayor resolución disponible.

Matriz – 128x128 (64x64 con magnificación).

Orbita – 360º, preferentemente elíptica o de contorno.

Nº proyecciones – 120/128.

Tiempo por proyección – 15/30 segundos.

Tipo de adquisición – paso y disparo o continuo.

Procesamiento del estudio

Revisión movimiento – cine/linograma/sinograma.

Colocación de límites.

Reconstrucción – iterativa/retroproyección filtrada (BW).

Reorientación – plano órbito/meatal, plano temporal.

Corrección de atenuación – Chang.

Generación 3D, cuantificación (opcional según software disponible).

Presentación del estudio

Planos ortogonales.

Zoom, sustracción de fondo.

Escala de colores.

Imágenes 3D.

Cuantificación, fusión (CT, RM).

Estudios dobles – estímulo/basal, ictal/interictal.

Control de calidad del sistema SPECT

Uniformidad.

Centro de rotación


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Conclusiones

El estudio de SPECT cerebral es uno de los procedimientos de medicina nuclear que reviste

mayor complejidad del punto de vista técnico. Intervienen en él numerosas variables que deben

estar perfectamente controladas y ajustadas a los protocolos recomendados a fin de lograr un

resultado de calidad diagnóstica. El conocimiento de estos parámetros y de sus efectos sobre

la imagen final nos debe ayudar a reconocer y prevenir artefactos que pueden incidir en la

interpretación clínica.

Referencias

1. Central Nervous System. En: Nuclear Medicine Resources Manual. IAEA, Vienna, 2006,pp. 201. Volver.

2. Wagner HN Jr, Rhine JK. The Central Nervous System. En: Bernier DR, Christian PE,Langan JK; Nuclear Medicine Technology and Techniques, Mosby, St. Louis 1994, pp.201. Volver.

3. Evans S. SPECT Cerebral. Módulo 8, Unidad 12a. En: Programa de EntrenamientoAsistido a Distancia para Tecnólogos en Medicina Nuclear. Patterson HE, Hutton BF(eds.). OIEA, Viena, 1999. Volver.

4. Devous MD. SPECT functional brain imaging. Technical considerations. J Neuroimaging1995;5 Suppl 1:S2-13. Volver.

5. Morano GN, Seibyl JP. Technical overview of brain SPECT imaging: improvingacquisition and processing of data. J Nucl Med Technol 2003;31:191-5. Volver.

6. Juni JE, Waxman AD, Devous MD Sr, Tikofsky RS, Ichise M, Van Heertum RL, et al.Procedure guideline for brain perfusion SPECT using technetium-99mradiopharmaceuticals. Society of Nuclear Medicine. J Nucl Med 1998;39:923-6. Volver.

7. Tatsch K, Asenbaum S, Bartenstein P, Catafau A, Halldin C, Pilowsky LS, Pupi A.European Association of Nuclear Medicine.European Association of Nuclear Medicineprocedure guidelines for brain perfusion SPET using (99m)Tc-labelledradiopharmaceuticals. Eur J Nucl Med Mol Imaging 2002;29:BP36-42. Volver.

8. Núñez M. Protocolos de SPECT. En: ML Cabrejas (ed.). Tomografía en MedicinaNuclear; Buenos Aires 1999, pp. 221. Volver.

9. Hutton BF. Comprendiendo SPECT. Módulo 8, Unidad 12a. En: Programa deEntrenamiento Asistido a Distancia para Tecnólogos en Medicina Nuclear. Patterson HE,Hutton BF (eds.). OIEA, Viena, 1999. Volver.

10. Lalush DS. Fourier rebinning applied to multiplanar circular-orbit cone-beam SPECT. IEEETrans Med Imaging 1999;18:1076-84. Volver.

11. Lee KH. Single-photon Emission Computed Tomography. En: Lee KH (ed.). Computers innuclear medicine: A practical approach. The Society of Nuclear Medicine, Inc. New York1991, pp. 189. Volver.

12. Sorenson JA, Phelps ME (eds.). Physics in Nuclear medicine. WB Saunders,Philadelphia, 1987. Volver.

13. Hutton BF. Tomografía por Emisión. Temas Avanzados. Módulo 9, Unidad 12b. En:Programa de Entrenamiento Asistido a Distancia para Tecnólogos en Medicina Nuclear.Patterson HE, Hutton BF (eds.). OIEA, Viena, 1999. Volver.

14. Stodilka RZ, Kemp BJ, Prato FS, Nicholson RL. Importance of bone attenuation in brainSPECT quantification. J Nucl Med 1998;39:190-7. Volver.

15. Van Laere KJ, Warwick J, Versijpt J, Goethals I, Audenaert K, Van Heerden B, DierckxR. Analysis of clinical brain SPECT data based on anatomic standardization andreference to normal data: an ROC-based comparison of visual, semiquantitative, andvoxel-based methods. J Nucl Med 2002;43:458-69. Volver.

16. Lahorte P, Vandenberghe S, Van Laere K, Audenaert K, Lemahieu I, Dierckx RA.Assessing the performance of SPM analyses of SPECT neuroactivation studies.Statistical Parametric Mapping. Neuroimage 2000;12:757-64. Volver.

17. Migneco 0, Mena I, Villanueva-Meyer J. Semiquantitative HMPAO brain SPECT display:Validation of a high specificity colorscale threshold. Clin Nuc Med 1992; 17:767. Volver.


18 de 19

18. Montz Andrée R, Sánchez Mayorga A, Jiménez Vicioso AM, Pérez Castejón MJ. Basestécnicas y cuantificación. En: Carreras JL, Sopena R, Llamas JM, Caballero E (eds.).Aplicaciones clínicas de la SPECT cerebral. Masson, Barcelona 1994, pp. 5. Volver.

19. Devous MD. Instrumentation, radiopharmaceuticals, and technical factors. En: VanHeertum RL, Tikofsky RS. (eds.). Cerebral SPECT Imaging. Raven Press, New York1995, pp. 3. Volver.

20. Hutton BF, Braun M. Software for image registration: algorithms, accuracy, efficacy.Semin Nucl Med 2003;33:180-92. Volver.

21. Núñez M. Aspectos técnicos y control de calidad en SPECT cerebral. En: Castro-BeirasJM, Oliva González JP, Paredes Rodríguez P (eds.). Neuroimagen Nuclear. MeditécnicaSL, Madrid 2009, pp. 107-25. Volver.


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alasbimn journal year 12, number 48, april 2010 / año 12 ... · 99mtc-ecd y 99mtc-hmpao, de...

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