Imagens em SPECT

O modo mais simples de colher informação, acerca da distribuição no corpo, de um radiofármaco é a utilização de uma Câmara-Gama, posicionada numa posição próxima do paciente a estudar. Essa Câmara-Gama é utilizada para registar uma parte dos fotões emitidos pelos átomos radioactivos que fazem parte do radiofármaco escolhido. Esta metodologia, apesar de fornecer informação importante e permitir, em particular, o estudo de fenómenos variáveis no tempo, apresenta uma forte limitação. De facto, a utilização de apenas uma localização para a Câmara-Gama (utilização conhecida como modo planar) relativa ao paciente durante o exame, faz com que seja difícil separar as estruturas anatómicas do corpo que contribuem para a informação adquirida. Esta limi- tação introduz uma notória diminuição de contraste entre estruturas anatomicamente sobrepostas, dificultando a análise da informação obtida. A introdução da SPECT vem resolver este problema, permitindo individualizar a contribuição das diferentes estrutu- ras no resultado final do exame realizado.

Figura 1. Câmara-Gama GE Millenium MG, com dois detectores. Imagem gentilmente cedida por HPP - MM.

Em SPECT, Câmaras-Gama compostas por um ou mais detectores (c.f. figura 1) rodam em torno do paciente/objecto em estudo, permitindo a obtenção de um determi- nado número de medições bidimensionais deste objecto (também conhecidas como vis- tas ou projecções). Esta rotação faz-se, normalmente, em torno de um eixo bem defini-

Detector II

Detector I Detector I

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do, denominado eixo de rotação do sistema, paralelo ao eixo longitudinal do paciente. A Câmara-Gama assume um conjunto de posições angulares discretas, todas angularmente equidistantes e cujo número total varia normalmente entre 64 e 1283 (4).

Figura 2. Implementação da reconstrução tomográfica por suposição linear da retroprojecção (LBP4) e retroprojecção filtrada (LFBP5). Imagem adaptada de Germano G et. al.(36).

Assim, um estudo SPECT consiste em muitas imagens planares (64 a 128 projec- ções) tendo em conta vários ângulos diferentes. Após a aquisição de todas as projec- ções, estas são subdivididas em múltiplas camadas horizontais, tirando todas as projec- ções referentes a uma parte, a uma pequena fatia do paciente. Todas as projecções refe- rentes a cada fatia são ordenadas e colocadas numa imagem chamada sinograma. Exis- tem tantos sinogramas armazenados como existem camadas, ou seja, por cada paragem em torno de uma camada particular do volume total da fonte (no caso de uma matriz de 64 x 64 pixeis existem 64 sinogramas).

Considerando os perfis de projecção, para o caso simples, de uma fonte pontual con- tida num objecto, cada perfil de projecção representa a localização da fonte pontual na direcção paralela ao detector. Para uma fonte pontual, esta ambiguidade é facilmente resolvida através da obtenção de perfis segundo diferentes direcções. Uma vez que a profundidade da actividade é desconhecida, uma primeira aproximação para a distribui- ção da fonte pode ser obtida projectando os valores de cada perfil uniformemente atra- vés da linha de aquisição. Esta operação é conhecida por retroprojecção. Se se adicionar

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Nos sistemas tomográficos constituídos por três detectores são muitas vezes adquiridas 120 projecções. 4

Do acrónimo Inglês linear backprojections

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as retroprojecções de todos os perfis, obtém-se uma distribuição do objecto original (c.f. figura 2). No entanto, esta imagem não se encontra “focada” uma vez que foram retro- projectados valores em locais onde não existe fonte radioactiva, desta forma, surgem artefactos na imagem reconstruída. A função de dispersão que descreve esta desfocagem

é proporcional a , onde r é a distância à fonte pontual. Pode-se demonstrar matemati-

camente que, a relação entre a imagem verdadeira, I, e a imagem obtida através da ima- gem reconstruída, Ir, é dada por:

Ir = I * ( )

Em que * representa a operação convolução. Para obter a imagem sem artefactos a partir da imagem reconstruída, é necessário compensar o factor . Isto pode ser feito de forma razoavelmente simples se passarmos ao domínio das frequências, efectuando a transformada de Fourier, da Eq.1. De facto, a operação de convolução no domínio espa- cial é equivalente a uma simples multiplicação no domínio de frequências espaciais, pelo que se obtém a relação:

F(Ir) = F(I) x F ( )

Assim, a imagem sem artefactos pode ser obtida dividindo a equação acima expressa

pela transformada de Fourier da função :

Eq. 3

A transformada de Fourier da função é simplesmente

,

espacial. Tomando a inversa da transformada de Fourier, obtem-se que:

I = Ir * g Eq. 4

Em que g é a função no domínio espacial cuja tranformada de Fourier é igual a  no domínio da frequência. A função g corresponde a um filtro de correcção que pode ser convoluído com os perfis de imagem, de forma a eliminar o efeito de desfocagem

.

No domínio da frequência a actividade de fundo é caracterizada por ser uniforme em toda a amostra, o que significa que esta é representada por frequências baixas, no espec- tro. A componente da frequência do ruído, que varia de pixel para pixel na projecção da

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imagem, é representada por altas frequências. Ao aplicar-se um filtro é possível reduzir as componentes de imagem de frequências indesejadas.

Figura 3. Filtros utilizados em FBP e as suas formas. Os valores do eixo dos yy indicam qual a contri- buição da extensão para cada frequência, para a imagem que é modificada através dos filtros. Imagem adaptada de Bruyant P (37).

Os filtros designados por passa-baixo, reduzem as altas-frequências e deixam passar as baixas frequências. Para tal, estes filtros igualam as altas-frequências a zero ou a um número relativamente baixo de forma a minimizar o efeito destas componentes na ima- gem. Um filtro passa-alto vai realçar as altas-frequências. O filtro passa-alto mais fre- quentemente utilizado é o filtro rampa (c.f. figura 3). Os filtros passa baixo de utilização mais, comum são os filtros de Butterworth (36,38), Hanning, Hamming e Prazen (39) (c.f. figura 3), filtros também classificados como filtros “convencionais” por serem apli- cados independentemente das contagens presentes nas imagens, e os filtros Metz, Wie-

ner (39), também designados de “adaptativos” por variarem de uma imagem para outra

e requerem que se conheça as contagens individuais e a resolução da imagem inicial. É bastante comum, combinar-se um filtro de rampa com um dos filtros passa-baixo (mul- tiplicando ambos os filtros) de forma a criar um filtro passa-banda, que vai realçar as frequências incluídas num certo intervalo e minimizar as altas e as baixas frequências. Tal é usualmente designado por função de janela. Desta forma, o filtro passa-banda eli- mina as componentes de baixa frequência de fundo e as de alta frequência do ruído, preservando tanto quanto possível os valores da imagem.

Apesar da forma do filtro ser estabelecida pela sua descrição matemática, algumas modificações podem ser introduzidas pelo utilizador. Um exemplo é a frequência de corte, para a qual a janela de filtro se anula. O compromisso entre o ruído da imagem e a

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sua resolução espacial traduz-se pela escolha desta frequência. Quanto mais baixo for definida a frequência de corte, mais componentes de alta-frequência são eliminadas, diminuindo a resolução da imagem. Projecções com mais ruído devem ter uma frequên- cia de corte mais baixa comparativamente a projecções com menor ruído, e vice-versa. Uma vez que a frequência mais elevada que pode ser utilizada é a frequência de Nyquist6, não existe utilidade prática em estabelecer a frequência de corte superior a este valor.

O processo de reconstrução das imagens SPECT mais utilizado em rotina é designa- do por retroprojecção filtrada. No entanto, existem outros métodos de reconstrução de dados tais como são os métodos de reconstrução iterativos (40-43), mas que não serão abordados nesta dissertação por não estarem directamente relacionados com o objectivo deste estudo.

Independentemente dos métodos de reconstrução de imagens utilizados (analíticos ou iterativos), no final do processo obtêm-se vários tipos de cortes representativos da dis- tribuição do objecto, no plano transaxial, sagital e coronal, como demonstra a figura 4.

Figura 4. Representação dos diferentes planos ortogonais obtidos em reconstrução SPECT. Imagem adaptada de Seeley R et. al. (5).

Num estudo de SPECT do miocárdio, assim que os dados do plano transaxial estão disponíveis e considerando o posicionamento cardíaco, ou seja, o coração assenta obli- quamente no mediastino (5), o volume cardíaco é realinhado de forma a apresentar uma

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Para se estudar uma função periódica, é necessário obter a amostragem durante um intervalo de tempo duas vezes o período desta. Assim sendo, a frequência máxima, frequência de Nyquist, corresponde a 0,5 ciclos do pixel.

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orientação padrão do coração ortogonal para os seus principais eixos. Por este facto, os planos anteriormente referidos, nos estudos SPECT ou Gated-SPECT do miocárdio pos- suem uma designação diferente: eixo longo horizontal (plano transaxial), eixo longo vertical (plano sagital) e eixo curto (plano coronal), conforme se encontram representa- dos na figura 5.

Figura 5. Os cortes tomográficos apresentados em B: eixo longo horizontal (transaxial), eixo longo vertical (sagital) e eixo curto (coronal) são reconstruídos a partir da projecção frontal do coração apresen- tado em A. Imagem adaptada de Cerqueira M, et. al. (44).

As vistas de eixo longo horizontal (transaxiais) permitem a visualização da parede lateral, septo e apex do miocárdio do VE e ainda a aparede livre do ventrículo direito. As vistas do eixo longo vertical permitem a visualização da parede anterior, apex e parede inferior do miocárdio do VE. O eixo curto permite obter imagens da parede ante- rior, lateral, inferior e septo do miocárdio do VE (45).

Contudo, a qualidade das imagens obtidas em SPECT depende entre outros factores, da qualidade, da quantidade e do tempo de aquisição das projecções obtidas.

1.4. Factores que condicionam a qualidade das imagens obtidas por