Procesamiento de Imágenes Médicas
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- Aurora Crespo Ortega
- hace 5 años
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1 Procesamiento de Imágenes Médicas Benemérita Universidad Autónoma de Puebla Facultad de Ciencias de la Computación Daniel Alejandro Valdés Amaro, Ph.D
2 2. Adquisición de imágenes médicas
3 2.4 Imágenes de medicina nuclear
4 2.4.1 Introducción
5 Introducción Las imágenes de medicina nuclear miden la distribución de un material trazador radioactivo y dichas imágenes reflejan alguna función en el cuerpo humano.
6 Introducción El material trazador es inyectado por vía intravenosa antes de la adquisición de la imagen y distribuirá a través de la circulación sanguínea. La distribución es indicativa para la perfusión de órganos en el cuerpo. Ejemplos de aplicaciones son mediciones de la actividad cerebral, estudios de perfusión del corazón, el diagnóstico de inflamaciones debido a la artritis y el reumatismo, o la detección de metástasis de tumor debido a la circulación de la sangre.
7 Introducción Las imágenes se crean a partir de fotones de medición enviados por el material trazador a través el cuerpo. La resolución espacial en imágenes nucleares es menor que para los procedimientos descritos anteriormente, ya que la concentración del trazador debe de ser muy baja para no interferir con el metabolismo.
8 2.4.2 Gammagrafía
9 Gammagrafía Para la creación de una gammagrafía, se aplica una molécula que lleva el átomo radiactivo 99 Tc (Tecnecio-99). Los fotones emitidos por la radiación del trazador se miden por medio de una cámara gamma (también escrito como γ-cámara y a veces llamada cámara Anger).
10 Gammagrafía Un colimador es un sistema que a partir de un haz (de luz, de electrones, etc.) divergente obtiene un "haz" paralelo. Sirve para homogeneizar las trayectorias o rayos que, emitidos por una fuente, salen en todas direcciones y obtiene un chorro de partículas o conjunto de rayos con las mismas propiedades.
11 Gammagrafía Físicamente, el colimador es una lámina de plomo gruesa perforada con agujeros cilíndricos cuyos ejes son perpendiculares al cristal de centelleo. Los fotones que alcanza el detector en una trayectoria perpendicular al plano detector, alcanzan el centelleador en una ubicación que está dada por el posicionamiento del orificio detector a través de la cual pasa.
12 Gammagrafía
13 Gammagrafía
14 Gammagrafía Las características del colimador limitan resolución espacial y el contraste de la gammagrafía. Los fotones que llegan al detector no siguen exactamente una trayectoria perpendicular al plano detector. Estos se originan a partir de un volumen en forma de cono, cuyo tamaño se determina por el diámetro y la longitud de las aberturas cilíndricas en el colimador.
15 Gammagrafía Reduciendo el diámetro y aumentando la longitud aumentará la resolución espacial, pero también disminuye el número de fotones que llegan al centelleador de cristal, reduciendo así la señal.
16 Gammagrafía
17 Gammagrafía
18 Imágenes gamma planas Así, del mismo modo que en la radiografía de proyección plana, es entonces decisión del radiólogo usar su conocimiento tridimensional y anatómico a priori para evaluar y clasificar la imagen.
19 Imágenes gamma planas Desafortunadamente en la realidad, es imposible obtener una imagen que corresponda exactamente a la geometría plana de la figura anterior, debido a diversas razones que se subdividen en 2 grupos principales. 1. Fenómeno determinista. Los conteos medidos no se dan únicamente por la distribución de radioctividad idealmente integrada.
20 Imágenes gamma planas Colimación imperfecta, de modo que no sólo integrales de rayo paralelo en la dirección correcta se miden, pero cada pixel de la imagen se ve influenciado por un cono divergente de rayos (líneas discontinuas), que contribuye a una función de dispersión de punto (PSF) del sistema.
21 Imágenes gamma planas 2. Fenómeno estocástico. En estadística, y específicamente en la teoría de la probabilidad, un proceso estocástico es un concepto matemático que sirve para caracterizar una sucesión de variables aleatorias (estocásticas) que evolucionan en función de otra variable, generalmente el tiempo. Esto tiene que ver con la caída del material trasador.
22 Imágenes gamma planas Debido a los fenómenos de dispersión, algunos fotones gamma pueden llegar de otras direcciones que corresponden con el punto de origen, aunque con energías más bajas. La localización de un fotón detectado puede ser falseada por coincidencias accidentales de más fotones detectados simultáneamente, por distribución estocástica de los fotones de luz emitidos entre los fotomultiplicadores y por múltiples fuentes emisoras de luz.
23 Imágenes gamma planas
24 Algoritmos de reconstrucción Hay cuatro métodos principales para calcular la imagen o rebanada dado el conjunto de sus puntos de vista. Estos se llaman algoritmos de reconstrucción de CT. El primer método es poco práctico, pero proporciona una mejor comprensión del problema. Se basa en la resolución de muchas ecuaciones lineales simultáneas.
25 Algoritmos de reconstrucción Por ejemplo, para reconstruir una imagen de , un sistema puede tener 700 visitas con 600 muestras en cada vista. Al ser un problema sobredeterminado, la imagen final generada tiene poco ruido y artefactos. El problema con este primer método de reconstrucción CT es el tiempo de cálculo. Una resolución de cientos de miles de ecuaciones lineales simultáneas es una tarea de enormes proporciones.
26 Algoritmos de reconstrucción La siguiente figura ilustra la relación entre los puntos de vista de medición y la imagen correspondiente.
27 Algoritmos de reconstrucción El siguiente método de reconstrucción es el de retroproyección, el cuál es quizás el más simple de todos los métodos y el más ampliamente utilizado. Es una composición de todas las imágenes planas en cada parada alrededor del cuerpo del paciente. Existen dos tipos de retroproyección: simple y filtrada.
28 Algoritmos de reconstrucción 1. Retroproyección simple: la retroproyección involucra la traslación de los datos planos adquiridos a una matriz de reconstrucción. Las matrices de reconstrucción son perpendiculares a las matrices de las imágenes planas en que se adquirieron los datos al girar el detector alrededor del paciente (normalmente, en número de a ).
29 Algoritmos de reconstrucción En el caso de la retroproyección simple, la información de fotones recibida por un pixel es trasladada a todos los demás pixeles perpendiculares al detector, dando lugar a lo que se denomina suma de rayos.
30 Algoritmos de reconstrucción
31 Algoritmos de reconstrucción 2. Retroproyección filtrada. La técnica más comúnmente utilizada para compensar el efecto de la retroproyección simple es la que utiliza filtros, representando una forma fácil y efectiva para remover el patrón en estrella generado alrededor del objeto de interés. En vez de retroproyectar la imagen sin procesar, ésta es antes filtrada.
32 Algoritmos de reconstrucción Los componentes negativos de cada proyección tienden a cancelar parcialmente los componentes positivos de otras proyecciones, con lo cual los patrones que se for man son reducidos especialmente en las proximidades de la imagen reconstruida, la cual adquiere un aspecto más fiel a la imagen del objeto original.
33 Algoritmos de reconstrucción
34 Algoritmos de reconstrucción 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. Sin embargo, cuando están presentes otros efectos como la atenuación, dispersión y ruido estadístico, estos métodos son susceptibles de crear artefactos.
35 Algoritmos de reconstrucción El tercer método de reconstrucción utiliza técnicas iterativas para calcular la imagen. Existen diversas variaciones de este método: la técnica de reconstrucción algebraica (Algebraic Reconstruction Technique, ART), técnica de reconstrucción iterativa simultánea (Simultaneous Iterative Reconstruction Technique, SIRT) y la técnica de mínimos cuadrados iterativo (Iterative Least Squares Technique, ILST).
36 Algoritmos de reconstrucción La diferencia entre estos métodos es la forma en que las correcciones sucesivas se realizan: rayo por rayo, pixel por pixel, o corrigiendo simultáneamente el conjunto de datos, respectivamente. Las técnicas iterativas, también llamadas algebraicas, fueron unas de las primeras aplicadas en medicina nuclear para la reconstrucción de imágenes tomográficas.
37 Algoritmos de reconstrucción Luego se reproyectan los datos de esa imagen, desde la matriz de reconstrucción hacia las matrices de a d q u i s i c i ó n ( m é t o d o i n v e r s o a l d e l a 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.
38 Algoritmos de reconstrucción El cuarto método es llamado reconstrucción de Fourier. En el dominio espacial, la reconstrucción TC implica la relación entre una imagen de dos dimensiones y su conjunto de vistas unidimensionales. Al tomar las transformadas de Fourier bidimensional y la unidimensional de cada uno de sus puntos de vista, el problema puede ser examinado en el dominio de la frecuencia.
39 Algoritmos de reconstrucción
40 Algoritmos de reconstrucción En el dominio espacial, cada vista se encuentra mediante la integración de la imagen a lo largo de los rayos en un ángulo particular. En el dominio de la frecuencia, el espectro de la imagen se representa en la ilustración por una rejilla de dos dimensiones. El espectro de cada vista (una señal unidimensional) es representado por una línea oscura superpuesta a la rejilla.
41 Algoritmos de reconstrucción
42 Algoritmos de reconstrucción Todos estos espectros de frecuencia incluyen las frecuencias negativas y se muestran con frecuencia cero en el centro. La reconstrucción de Fourier de una imagen TC requiere tres pasos. En primer lugar, la FFT unidimensional se toma de cada vista.
43 Algoritmos de reconstrucción En segundo lugar, estos espectros de vista se utilizan para calcular el espectro de frecuencia de dos dimensiones de la imagen, como se indica por el teorema de rebanada de Fourier. En tercer lugar, se toma la TRF inversa del espectro de la imagen para obtener la imagen reconstruida.
44 2.4.3 SPECT
45 SPECT La SPECT o Tomografía Computarizada por Emisión de Fotones Individuales (en inglés Single Photon Emission Computed Tomography) es una técnica médica de tomografía que utiliza rayos gamma. SPECT utiliza imágenes de proyección de la cámara gamma para crear una imagen de la distribución del trazador radioactivo.
46 SPECT La adquisición de imágenes de SPECT se puede llevar a cabo por una sola gamma cámara giratoria. Sin embargo, los sistemas modernos utilizan cámaras de 3 cabezales para captura de tres proyecciones a la vez. El tiempo de adquisición para una sola proyección es aproximadamente 15 a 20 segundos, así que para un sistema de 3 cámaras da un total de tiempos de adquisición de entre 5 y 10 minutos.
47 SPECT
48 SPECT En SPECT, la colimación e s h e c h a c o n u n colimador mecánico. La placa de metal absorbe todos los fotones que no se propagan paralelos al eje de los orificios. Así, la mayoría fotones son absorbidos, siendo un enfoque muy sensible.
49 SPECT La reconstrucción iterativa, corrección de atenuación y restricciones de suavidad puede ser incluidas, para mejorarla calidad de imagen a expensas sin embargo de tiempos de reconstrucción a más largos si se compara con la retroproyección filtrada (véase la sig. figura).
50 SPECT
51 SPECT La dispersión en SPECT disminuye el contraste y provoca un ruido en la imagen. Debido al pequeño número de fotones medidos, la dispersión también pueden causar artefactos. Los fotones dispersados pueden ser eliminados filtrando apropiadamente la señal. La eliminación de dispersión reduce los artefactos, pero no puede aumentar la relación señal-ruido.
52 2.4.4 PET
53 PET La Tomografía por Emisión de Positrones o PET (por las siglas en inglés de Positron Emission Tomography), es una técnica no invasiva de diagnóstico e investigación in vivo por imagen capaz de medir la actividad metabólica del cuerpo humano. PET utiliza emisores de positrones para producir las imágenes. Los isótopos radiactivos de átomos emisores de positrones tales como oxígeno o flúor son administrados al cuerpo humano.
54 PET Estos dos fotones se detectan con un circuito electrónico de coincidencia (figura siguiente) y como ambos se propagan en direcciones opuestas, su origen debe estar a lo largo de la línea que conecta los puntos de detección.
55 PET Esta línea se llama línea de respuesta (LOR). Así, el evento se atribuye a una ubicación en la línea que conecta los dos sitios de detección (véase la fig. siguiente).
56 PET A esta técnica se le llama "detección de coincidencia" o "colimación electrónica". Aunque en PET de dos fotones en lugar de uno debe resistir el proceso de absorción, la sensibilidad en PET es más alta que la de los sistemas de imagen de un solo fotón porque no hay fotones que sean absorbidos por el colimador.
57 PET La resolución espacial de PET está en el intervalo de 2 a 5 mm de lado de voxel. La verdadera resolución espacial (es decir, la distancia más corta entre dos objetos discernibles) a menudo se sacrifica para reducir el ruido suavizando los datos durante o después de la reconstrucción. PET, de forma similar a SPECT, no produce información anatómica.
58 PET Otras aplicaciones de la PET son el análisis del metabolismo del tumor en oncología o la localización d e n e u r o r e c e p t o r e s marcados en psiquiatría.
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