Capítulo 11
Principios para la adquisición de datos y técnicas de procesamiento de imágenes en medicina nuclear
En general, cualquier equipo de imágenes biomédicas consiste en 1) un sistema de adquisición de imágenes, 2) un ordenador digital y 3) una interfaz de visualización de imágenes. El módulo de adquisición de datos es responsable de convertir la señal que contiene información de diagnóstico (es decir, radiación de interés) en una señal digital. La imagen digital está representada por una matriz de valores digitales que pueden ser leídos por un ordenador y visualizados o modificados con el fin de enfatizar la información de diagnóstico.
Los sistemas de adquisición están diseñados para garantizar una resolución espacial óptima 1), 2) eficiencia de detección (con respecto al tiempo muerto) y 3) resolución de energía.
Adquisición de datos
La adquisición de imágenes de Medicina Nuclear se puede dividir en tres categorías:
Detección/imagen de fotones individuales, es decir, plana y tomográfica (SPECT)
Positron de detección/imagen de la aniquilación, tomografía por emisión de positrones
Imágenes activadas fisiológicas (técnicas cerradas de los dos anteriores)
Los sistemas de adquisición están diseñados para garantizar una resolución espacial óptima 1), 2) eficiencia de detección (con respecto al tiempo muerto) y 3) resolución de energía.
Adquisición de datos
La adquisición de imágenes de Medicina Nuclear se puede dividir en tres categorías:
Detección/imagen de fotones individuales, es decir, plana y tomográfica (SPECT)
Positron de detección/imagen de la aniquilación, tomografía por emisión de positrones
Imágenes activadas fisiológicas (técnicas cerradas de los dos anteriores)
Las variables de proceso que participan en la adquisición de imágenes son:
Tamaño de matriz
Tiempo de adquisición / condición
Resolución del sistema
Sensibilidad del sistema
Resolución de tiempo muerto del sistema
Resolución de Energía
Tamaño de los píxeles
El tamaño de la matriz debe elegirse de manera que el tamaño de píxel sea menor que la mitad de la resolución espacial reconstruida. Además, es esencial considerar la opinión del médico de medicina nuclear sobre la aplicación clínica real al determinar el tamaño óptimo de la matriz de las imágenes de diagnóstico
Detección/imagen de un solo foton
Radionucleidos con una o más líneas gamma monoenergéticas (p. ej. El tecnecio-99m, el indio-111 o el yodo-123) son adecuados para la formación de imágenes de un solo fotón plano o tomográfico. El análisis de altura de pulso se lleva a cabo utilizando un analizador multicanal (MCA) acoplado a la unidad de detección. Todos los impulsos que están dentro de la ventana de aceptación (típicamente 10-20%) centrados en los nucleidos fotopico(s) contribuyen a la imagen final. Se pueden aplicar ventanas de energía adicionales para corregir la proporción de dispersión en la imagen final.
La formación de imágenes de un solo fotón incluye la adquisición plana, que representa una proyección de la distribución de radiactividad en el paciente en un ángulo fijo (por ejemplo, anterior, posterior, lateral u oblicuo) o adquisición tomográfica que comprende proyecciones a lo largo de un arco de 360 grados alrededor del campo de visión (FOV). La frecuencia angular debe elegirse para asegurar el teorema de muestreo; estos valores dependen del número de detectores, el arco y la matriz. Por ejemplo, para una matriz de 128×128, 120 etapas son suficientes para un arco de 360 grados.
Detección/Imagen De Aniquilación De Positrones
La tomografía por emisión de positrones (PET) es una técnica de imagen caracterizada por la adquisición simultánea de fotones de coincidencia multiplana 511 keV que surgen de una única aniquilación de positrón. Estos dos fotones describen una línea de respuesta (LOR) que se remonta a las coordenadas de la aniquilación. El número total de eventos detectados por el circuito de coincidencia en un escáner de PET se denominan coincidencias inmediatas. Estos incluyen coincidencias verdaderas, dispersas, aleatorias y múltiples. Solo las verdaderas coincidencias llevan información de diagnóstico.
Un sistema de PET completo consiste en un gran número de detectores en una geometría de anillo colocada alrededor del sujeto que se va a obtener una imagen.
La formación de imágenes de PET siempre se combina con la tomografía computarizada (TC) que permite una calidad de imagen óptima tanto con la caracterización de punto de referencia anatómica como con un mapa de atenuación para la corrección de PET. Dada la geometría y la naturaleza de detección de la imagen de aniquilación de positrones, solo se realizan imágenes de tomografía durante los exámenes de PET.
Adquisición estática
Se adquiere una imagen para un tiempo de adquisición determinado o un número preestablecido de recuentos. Se debe elegir un tiempo de adquisición determinado (en caso de que haya una captación radiofarmacéutica sin interés clínico) que asegure estadísticas significativas de la captación de interés. Por otro lado, si la tasa de recuento no varía considerablemente entre los pacientes y no hay fuentes significativas que causen artefactos, un número preestablecido de recuentos puede ser ventajoso y ayudaría a alcanzar un rendimiento óptimo del escáner.
La salida de una única adquisición estática de campo de visión (FOV) es una matriz cuadrada con el tamaño de matriz predefinido, típicamente 128×128, 256×256, 512×512, 1024×1024 o 2048×2048 píxeles.
Adquisición estática de todo el cuerpo
Los escáneres equipados con dos o más detectores, pueden cubrir a todo el paciente en el campo de visión. Cuando se oponen diametralmente en geometría de 180 grados, ambos detectores exploran simultáneamente a una velocidad preestablecida en cm/minuto. Dependiendo de la sensibilidad de los detectores y el isótopo utilizado, la imagen de todo el cuerpo puede tomar de 20 a 45 minutos.
La salida de una adquisición estática de una cámara gamma suele ser una matriz de hasta 256×1024 píxeles.
En la tomografía por emisión de positrones, ya sea sistemas, con un campo de visión axial estándar de hasta aproximadamente 35 cm (SAFOV) o un campo de visión axial largo, están disponibles (LAFOV) algunos de los cuales escalables en etapas de aproximadamente 30-50 cm hasta aproximadamente 2 m. Ambos tipos de sistemas de formación de imágenes de PET son capaces de capturar todo el cuerpo (es decir, incluyendo de pies a cabeza) del paciente. Usando sistemas SAFOV-PET, esto se logra moviendo axialmente el sujeto por etapas con un solapamiento de las posiciones de la cama (escalón y disparo) o los protocolos de movimiento lento del lecho continuo (CBM). Los sistemas LAFOV capturan todo el cuerpo del paciente a la vez o también se emplean pasos y disparos, así como protocolos de CBM.a
Figura 1: Principio de los sistemas SAFOF-PET
Figura 2: Principio de los sistemas LAFOV-PET
Más detalles sobre estas tecnologías de imagen se pueden encontrar en los capítulos A-17 y A-18.
Adquisición dinámica
La adquisición de adquisiciones estáticas secuenciales cortas (1-5 s) se denomina a menudo adquisición dinámica. Este modo permite la visualización de la distribución del radiofármaco real a lo largo del tiempo. Los datos se almacenan en bins temporales que son predefinidos por el operador. Dependiendo del proceso cinético específico, se pueden adquirir imágenes más cortas que luego pueden prolongarse para un proceso más lento que aún entrega información dinámica.
Los enfoques dinámicos son particularmente interesantes si se trata de imágenes de PET paramétricas completamente cuantitativas, sin embargo, en entornos clínicos de rutina, estos son demasiado exigentes en términos de tiempo para la investigación que se necesita y la extensión de los procedimientos a realizar. Estas técnicas son cruciales si se desea el modelado cinético para caracterizar el comportamiento farmacocinético y dinámico de los nuevos radiotrazadores en desarrollo, generalmente en entornos de investigación preclínica y clínica. Puede encontrar más información sobre los enfoques de imágenes dinámicas en el capítulo A-12, sin embargo, una descripción detallada del modelado cinético para la cuantificación paramétrica completa de PET no es objeto de esta guía.
Modo de lista
En este modo de adquisición, cada evento se escribe individualmente en un archivo junto con información sobre las coordenadas de detección (en el caso de PET el LOR). Esto está disponible para imágenes clínicas de PET, pero solo para operaciones de investigación en SPECT. Esto es ventajoso para estudios dinámicos de PET, o si las imágenes son propensas a artefactos en movimiento por alguna razón (por ejemplo, temblor de paciente). La adquisición en modo de lista proporciona velocidades de adquisición rápidas a expensas del volumen de datos.
Adquisición cerrada
La adquisición de datos puede sincronizarse con una señal fisiológica. La aplicación cerrada más común utiliza monitoreo de ECG cardíaco y ciclos de respiración con menos frecuencia. El proceso de adquisición de puertas consiste en dividir el proceso fisiológico en sus partes constitutivas, y la adquisición de imagen está cerrada a cada una de esas partes individuales. El resultado es una secuencia de fotogramas que puede verse como una película en movimiento; cada fotograma representa los recuentos recogidos en los puntos correspondientes del ciclo cardíaco.
La principal limitación de la adquisición cerrada es definitivamente las estadísticas de bajo conteo.
Procesamiento de imágenes
La salida deseada de un equipo de imágenes de medicina nuclear es, en general, una imagen o un conjunto de imágenes que permitirá al experto médico extraer alguna información de diagnóstico. Se desea que las imágenes finales tengan un contraste favorable (relación señal-ruido) y alta resolución espacial, que se verá limitada por el diseño óptimo del equipo para un determinado procedimiento de formación de imágenes.
En medicina nuclear, las imágenes se construyen siguiendo la línea integral de una distribución de trazador específica en el objetivo de imágenes en imágenes planas o tridimensionales. Por lo tanto, en teoría, las áreas con una mayor acumulación de trazador mostrarán una señal más alta. La señal en bruto se mostrará como una matriz de elementos de píxel que se relacionan linealmente con el número de mediciones de transmisión del sujeto fotografiado. Esta matriz se conoce como una proyección. Un segundo proceso, que puede estar integrado en el método de reconstrucción o como postprocesamiento, implica una transformación matemática conocida como filtrado en la que se mejora o minimiza una frecuencia específica en el espectro de conjunto de datos adquirido. El filtrado sirve para aumentar el valor diagnóstico de las imágenes, pero a veces puede modificar los datos adquiridos.
La imagen plana y la imagen tomográfica difieren solo en el hecho de que la imagen plana es la representación de una proyección en un ángulo fijo, mientras que la tomografía apunta a una representación volumétrica de 360 grados del objetivo de la imagen mediante el uso de un muestreo angular suficiente. La reconstrucción de la imagen tiene como objetivo resolver el problema inverso de la adquisición, en la que el producto final será una representación tridimensional, estructural (dimensiones/resolución) y cuantitativamente (concentración de actividad) lo más cerca posible de la realidad (el sujeto de la imagen de entrada).
Nuestros asesores
están para tu servicio
Privacidad
- CONTACTo
- Aviso de privacidad
- Aviso Legal
Mapa del sitio
- inicio
- Servicios
- Estudios
- Presentación
- BLOG
Contacto
- 01 (777) 314 3 54
- contact@gamagrafia.com.mx
- Paseo Cancún No 85 - 2 Col. Quintana Roo Cuernavaca, Morelos.
- © Todos los Derechos Reservados | Design by Business Club
- Aviso de Privacidad