II.1. Tipos de imágenes médicas: Rayos

II.1. Tipos de imágenes médicas: Rayos-X (Fluoroscopia, TAC), Ultrasonido, RMN, PET, SPECT
[J. Beutel, H.L. Kundel, R.L. Van Metter (eds.), Medical imaging handboook vol1, SPIE press,
2000]
Rayos-X:
Los rayos X y los rayos γ son formas de radiación electromagnética, con suficiente energía para
separar electrones de sus átomos, que se convierten en iones (átomos cargados eléctricamente
por falta o exceso de electrones). La técnica más común de producción de rayos-X es el
bombardeo de un ánodo metálico con un flujo de electrones. Este mecanismo produce 2 tipos de
radiación X: radiación de frenado (Fig.1.2) (bremsstrahlung) y radiación característica (Fig.1.3)
.
Hardware:
tubo de vidrio sellado al vacío
ánodo (positivo)del circuito de alto voltaje, es el blanco del bombardeo de electrones, el ánodo
es usualmente un disco giratorio hecho principalmente de tungsteno
cátodo (negativo) del circuito de alto voltaje, es la fuente de electrones, usualmente tiene 2
filamentos, utilizados para cambiar de resolución (punto focal)
los rayos X se miden en electrón-voltios, que es la energía de un electrón acelerado por un volt.
El potencial a través del tubo para uso general de rayos x es de 40 a 150 KV
La corriente del tubo ánodo-cátodo típica es de 1 (fluoroscopia) a 1200 mA (cateterización
cardiaca), La corriente de caldeo del cátodo es mucho mayor :varios amperes.
(Figs., 1.6,1.7)
Mecanismos de interacción y detección de los rayos-X
Los rayos-X interaccionan con la materia de varias formas: efecto fotoeléctrico, dispersión de
rayleigh, dispersión de Compton, interacciones con el núcleo de los átomos. El efecto
combinado produce atenuación de los rayos-X (por absorción y por dispersión) cuando
atraviesan materiales diferentes. Materiales diferentes tienen diferentes coeficientes de
atenuación, lo que hace posible formar una imagen de estructuras compuestas de varios
materiales, (como el cuerpo humano), mediante la detección de un haz de rayos-X a través de la
estructura.
Los rayos-X se pueden detectar de forma directa e indirecta. En la primera se forma la imagen
directamente de la interacción de los rayos-X con algún medio, p.ejem. película sensible a
rayos-X, o detectores electrónicos de fotoconducción. En la detección indirecta de utiliza un
material intermedio para producir un nuevo tipo de energía con el que posteriormente se forma
la imagen, por ejemplo se puede utilizar una pantalla de fósforo para producir luz visible a
partir de los rayos-X y después utilizar algún tipo de fotodetector (por ejemplo película o
detector CCD)
Radiografía digital: Fig.4.1
Fluoroscopia
video con rayos-X de baja intensidad, se utiliza algún tipo de intensificador de imagen (p.e. un
fotomultiplicador) , se utiliza en estudios de:
•
Tracto gastrointestinal, con algún medio de contraste
•
Cirugía ortopédica, para guía la reducción de fracturas e implantar piezas mecánicas
•
Angiografía de la pierna, corazón y vasos cerebrales
•
Implantación de dispositivos para el control del ritmo cardiaco, marcapasos, defibriladores
implantables, dispositivos de resincronización cardiaca
Fotomultiplicador (www.wikipedia.org)
Mastografía digital.
La detección de cáncer de mama se realiza principalmente con masto grafías realizadas en pacientes
sintomáticas o en estudios periódicos regulares. El diagnostico de cáncer sobre las imágenes
mamografiítas se realiza en base a 4 criterios principales:
a) morfología (forma) de una masa tumoral
b) depósitos de minerales que forman micro calcificaciones
c) distorsión de los patrones normales del tejido de la mama
d) asimetría entre regiones correspondientes de las dos mamas
La apropiada detección de cáncer de mama requiere imágenes de muy alta resolución y contraste. La
principal ventaja de la película de rayos-X es su alta resolución.
Sin embargo la película se utiliza como medio de detección, despliegue y almacenamiento de las
imágenes de mastografia. Como medio de detección el contraste de las imágenes depende de la
densidad óptica de la película que sólo proporciona un contraste óptimo en un rango limitado de
exposición (rayos-X/tiempo). Que puede producir imágenes de bajo contraste dependiendo de la
composición del tejido de la mama.
La mastografia digital dedica subsistemas diferentes a cada tarea (detección, despliegue,
almacenamiento). La detección se realiza con un detector electrónico que produce una señal eléctrica
proporcional a la intensidad de los rayos-X en cada elemento del sensor (Detection Element). Algunas
características de un detector de mastografia son:
cobertura: el sensor debe ser suficientemente grande para tomar imágenes de cualquier mama
distorsión geométrica: barril, cojin (pincushion)
resolución espacial: en los sensores discretos, depende del tamaño de cada DEL (apertura) y de el
número de DELs por cm (intervalo de muestreo)
El análisis asistido por computadora para detección de cáncer de mama es una de las aplicaciones más
importantes (número de investigadores, cantidad de resultados, tiempo de investigación, relevancia
clínica) de análisis de imágenes médicas.
Presentación Dr. Ponte
TOMOGRAFIA AXIAL COMPUTARIZADA (TAC)
A. C. Kak and Malcolm Slaney, Principles of Computerized Tomographic Imaging, Society of
Industrial and Applied Mathematics, 2001.
La tomografía consiste en la construcción de imágenes transversales de un objeto, a partir de varias
proyecciones, que se generan iluminando el objeto desde diferentes direcciones. Figs.3.2,3.3. En las
imágenes tomográficas de rayos-X, las proyecciones se generan utilizando un tubo de rayos-x (móvil) y
un arreglo de detectores electrónicos móviles o fijos
Fig.3.2. Proyecciones de rayos paralelos
Fig.3.3. Proyecciones de rayos en abanico
Fig.4.9. TAC de 3ª generacion
ULTRASONIDO
http://www.ob-ultrasound.net/history3.html
Las imágenes de ultrasonido se forman a partir de la intensidad (que determina el nivel de gris del
píxel) y del tiempo de vuelo (que determina la posición del píxel sobre un eje lineal) de los ecos de un
pulso ultrasónico generado con un transductor piezoeléctrico. La frecuencias de operación usuales están
entre 2 y 18 Mhz, a mayor frecuencia de los pulsos ultrasónicos mayor resolución espacial y menor
penetración.
El transductor funciona como emisor y receptor alternadamente. Para producir una imagen 2D se
utilizan arreglos lineales de transductores piezoeléctricos que generan un número de pulsos ultrasónicos
paralelos con los que se cubre un sector transversal del cuerpo (imágenes tomográficas) en tiempo real.
El sonografía se considera una técnica de imágenes médicas segura porque no involucra radiación
ionizante. Sin embargo el US tiene dos efectos fisiológicos: puede aumentar la respuesta inflamatoria y
y puede calentar el tejido. La energía ultrasónica se propaga a través del tejido como una onda de
presión mecánica.
Modos:
Modo A: graficación de la magnitud de los ecos ultrasónicos contra una escala de profundidad
Modo B: Producción de imágenes tomográficas con un transductor lineal
1985
1990
1995
Modo M: Ultrasonido 4D (3D+tiempo) se generan imágenes de un volumen en tiempo real utilizando
un transductor lineal que se mueve mecánicamente para barrer el volumen.
Doppler: Se utilizan los corrimientos en frecuencia del eco para cuantificar el movimiento de algunas
estructuras o flujos.
RESONANCIA MAGNETICA NUCLEAR (MRI)
La mayoría de partículas elementales y combinaciones de éstas producen un campo magnético
(momento magnético) similar al que produce una esfera cargada que gira. No sabemos con certeza que
es el espín, sin embargo, está definido como una propiedad de las partículas elementales (protones,
neutrones, electrones), como la masa, carga eléctrica, velocidad, momento angular. El espín se
comporta de manera similar al momento angular. Que a su vez está definido como el producto vectorial
entre el vector de posición y el vector de velocidad de una partícula. (animación)
La RMN fue reportada en 1946 de forma independiente por Block y sus colaboradores en la U. De
Stanford y por Purcell y sus colaboradores en la U de Harvard. En 1952 Block y Purcell recibieron el
premio Nobel de física por el descubrimiento de la RMN.
Mini-Resumen ejecutivo.
Para formar imágenes de resonancia magnética es necesario primero hacer bailar (precesar) los núcleos
de los átomos que forman cada tejido dentro de cierto volumen, a un ritmo característico, p.e. hueso,
músculo, grasa, tendón. Posteriormente se explora el volumen del cuerpo previamente estimulado y se
forma la imagen a partir de la detección del ritmo al que baila una muestra de átomos de tejido.
Principios básicos
Los núcleos de los átomos con momento magnético significativo se alinean en presencia de un campo
magnético de suficiente intensidad. Para imágenes médicas el núcleo de hidrógeno (de un sólo protón)
en el agua del cuerpo es muy importante.
En el tejido normal el spin de los protones está distribuido aleatoriamente. En la presencia de un campo
magnético, el momento angular y el momento magnético alinean el núcleo con el campo externo.
Existen dos estados de energía asociados con la alineación: uno (paralelo) en la dirección del campo
magnético; otro (anti-paralelo) en la dirección opuesta. Un núcleo se puede considerar como un objeto
que gira simétricamente. Cuando se aplica un campo magnético se produce una fuerza rotacional que
trata de alinear el núcleo con el campo. Debido al momento angular, el momento magnético del núcleo
inicia un movimiento periódico de rotación alrededor de la dirección del campo magnético. Este
movimiento periódico se conoce como precesión. La frecuencia de precesión por Tesla es una
característica distintiva de diferentes átomos. Por ejemplo la frecuencia de precesión del núcleo de
hidrógeno es de 42.58 mHz/T y la del núcleo de oxígeno es de 5.77 mHz/T.
Fig. Perinola
Excitación y resonancia
Para producir imágenes es necesario perturbar los momentos magnéticos de los núcleos que se
encuentran en precesión alineados con el campo β0. Esto se logra aplicando un pulso de radiofrecuencia
(RF) perpendicular al eje de precesión (z en la Fig. 6.4). El pulso de RF produce un campo magnético
β1 que si es de la frecuencia apropiada (frecuencia de precesión), ocasiona que los núcleos se reorienten
con respecto al eje de precesión.
Relajación
Es el regreso de la magnetización a su estado estable después de la perturbación, en el que los núcleos
precesan alrededor de z con su frecuencia original. Durante la relajación se libera la energía absorbida
del pulso de RF durante el proceso de excitación y resonancia. Desde el punto de vista del cambio de
las proyecciones del vector de magnetización en el plano xy y en el eje z, existen dos constantes de
relajación que son importantes. Estas constantes y la capacidad para observar los núcleos en diferentes
tiempos del proceso de relajación constituyen la base de la formación de imágenes de RMN. Los dos
constantes se denominan T1 y T2.
Durante, e inmediatamente después de la aplicación del pulso a 90 de RF, el vector de magnetización se
alinea con el plano xy (i.e. Mxy>0; Mz=0). Cuando termina el pulso de RF y el sistema se relaja, el
vector M comienza a levantarse del plano xy hacia el eje z. La componente Mz se incrementa con el
tiempo de acuerdo a: Mz=M0[1-e-t/T1].
Donde M0 es la magnetización de equilibrio en la dirección z, t es el tiempo y T1 es una constante que
corresponde al tiempo necesario para que el vector de magnetización regrese al 63 % de su estado
estable. T1 es una medida de la interacción de los núcleos con su ambiente molecular y está
determinada en parte por que tan rápido se puede transferir energía de los núcleos a su ambiente. T1
depende de la intensidad del campo magnético β0
En el estado de equilibrio en presencia del campo magnético, la precesión de los núcleos alrededor del
eje z es incoherente, i.e. Los núcleos se mueven fuera de fase. Durante la aplicación del pulso de RF ( a
la frecuencia de Larmor) los núcleos se sincronizan y precesan en fase alrededor del origen del plano
xy. Cuando termina el pulso de RF esta sincronización termina gradualmente. T2 es una constante de
tiempo que mide cuanto tarda la pérdida de la sincronización.
Mxy =M0 e-t/T2
donde: Mxy es el momento magnético en el plano xy en el tiempo t y M0 es el momento en xy en el
tiempo t0, justo al terminar el pulso de RF. T2 es el tiempo requerido para que la componente Mxy
disminuya a 37% de su valor inicial en t0. T2 está relacionada con la estructura molecular del medio
(tejidos).
Gradiente magnético
Para determinar la posición de los núcleos en el cuerpo se superpone un gradiente lineal al campo de
magnetización β0 , esto provoca ligeros cambios en la frecuencia de precesión que dependen de la
posición de los núcleos con respecto a nuevo campo β0 +Gx(t). Los sistemas moderno tienen 3 bobinas
que generan gradientes magnéticos alineados con los 3 ejes (x,y,z) mediante la excitación proporcional
de cada bobina es posible generar gradientes con cualquier orientación.
Detección
El pulso a 90° de RF hace que el vector de magnetización se acueste sobre el plano xy, entonces
durante el tiempo del pulso de RF el vector gira alrededor del origen a la frecuencia de Larmor . Si
entonces se coloca una bobina alineada de tal forma que las líneas de flujo magnético la atraviesen, se
inducirá una FEM (volts) que oscila a la frecuencia de Larmor, ésta bobina es esencialmente
una antena, la amplitud de la señal inducida es proporcional al número de núcleos que resuena con el
pulso de RF, al ancho del pulso, la amplitud de la señal de RF, y al número de bobinas de detección.
Las bobinas sólo detectan señal cuando la componente Mxy es diferente de cero y sólo ocurre cuando
los átomos precesan en sincronía (durante la aplicación del pulso de RF). Cuando el pulso termina, la
amplitud de la señal decae (Fig. 6.9) debido a la perdida de coherencia de fase debida a la relajación
T2*. Esta señal se llama señal de decaimiento de inducción libre (FID).
Como los núcleos en diferentes posiciones a lo largo del gradiente Gx están expuestos a campos
magnéticos ligeramente diferentes, sus frecuencias de resonancia (Larmor) también son ligeramente
diferentes, así la señal total detectada con la antena es la superposición de todas las señales
individuales. Esta señal puede decodificarse utilizando la transformada de Fourier.
Construcción de una imagen de RMN
Para producir una imagen de RMN es necesario excitar todos los protones (núcleos) en un volumen de
interés de manera que la excitación sea diferente en función de la localización de los protones. Esto se
logra con la aplicación de gradientes de magnetización con lo que se modifica la ecuación original de
Larmor:
ω(ri)=γ(β0+G∙ ri)
La ec. Indica que la frecuencia de precesión es una función del campo estático β0, así como del valor
del gradiente de magnetización en cada posición ri Así el valor de la frecuencia de presesión de cada
núcleo (protón) esta determinado por su posición en el volumen de interés.
Para formar la imagen deben realizarse varios procesos de manera coordinada. El pulso de RF se aplica
a la región de interés, se especifica una o varias rebanadas dentro de la región, la señal producida por la
relajación del momento magnético debe detectarse y los gradientes magnéticos deben aplicarse en el
momento apropiado para producir frecuencias de Larmor diferentes en los protones que ocupan
diferentes regiones de la imagen (rebanada). Esta serie de eventos, que debe sincronizarse con mucha
exactitud se conoce como secuencia de pulsos y es el mecanismo básico para controlar el contraste de
una imagen de RMN. Fig. 6.13.
Excitación de una rebanada transversal
Se realiza ajustando la frecuencia del pulso de RF para que corresponda con la posición (dentro del
gradiente de magnetización lineal) de una rebanada (de cierto espesor) transversal del cuerpo, Fig.6.11.
Una vez excitada la rebanada, se construye una imagen utilizando 2 gradientes transversales,
perpendiculares entre si (p.e. x,y) y pulsos de RF que leen cada píxel de la imagen. La imagen se
construye utilizando algoritmos basados en la transformada inversa de Fourier.
PET
(Positron emission tomography)
Técnica de medicina nuclear que produce imágenes 3D de algunos procesos funcionales en el cuerpo
del paciente.
Para formar una imagen PET se inyecta en el paciente un isótopo radioactivo (trazador) que al decaer
emite positrones (antimateria del electrón). El trazador toma un cierto tiempo hasta depositarse en los
tejidos de interés y comenzar el proceso de decaimiento (emisión de protones). Cuando un protón
encuentra un electrón se produce un par de fotones de rayos gama que viajan en direcciones opuestas.
Los fotones se detectan en el centellador del anillo de detección y se amplifican con algún
fotomultiplicador. El proceso depende de la detección simultánea de pares de fotones. La imagen se
forma a partir de la concentración del trazador detectado en el paciente.
Imágenes de rayos gamma
Son imágenes 2D funcionales. Se forman a partir de la detección de fotones gama emitidos por el
órgano de interés del paciente. Es necesario inyectar un trazador radioactivo que viaja en una molécula
que se deposita en el órgano de interés
Imagen de rayos gama de los pulmones
SPECT (single photon emission computed tomography)
TAC a base de rayos gama. Menor resolución que el PET, menor costo.
Imágenes de SPECT-CT
II.1.1. Estandár DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) (wikipedia)
DICOM es un estándar para la manipulación, almacenamiento, impresión y transmisión de
imágenes médicas digitales y de la información relacionada (p.e. Datos del paciente,
medico, fechas, modifricaciones). Incluye la definición de un formato de archivo y de
un protocolo de comunicaciones en red, basado en TCP/IP. Los archivos DICOM se
pueden intercambiar entre dos sistemas que cumplan con el estándard (esto tiene
restricciones que incluyen los fabricantes).
La implementación de DICOM por diferentes fabricantes permite la integración de
servidores de imágenes, scanners, estaciones de visualización, impresoras y el equipo
de red en un sistema PACS (Picture Archiving and Coommunications System). Los
equipos deben tener certficados de conformidad que especifiquen las clases de
DICOM que soportan. Sin embargo usualmente los fabricantes de los equipos de
adquisición de imágenes se reservan detalles importantes de la implementación de
DICOM que utilizan.
Para fines de analisis de imágenes digitales DICOM en archivos de computadora, la gran
mayoria de implementaciones se pueden abrir y modificar
DICOM difiere de otros formatos de datos en que agrupa la información en conjuntos de
datos. Por ejemplo un archivo de rayos-X del tórax contiene la identificación del
paciente dentro del archivo de manera que nunca se separe la identificación de la
imagen por error
Un objeto de datos DICOM contiene un número de atributos, que incluyen el nombre,
número de identificación, y un atributo especial que contiene los pixeles de la imagen.
(La definición del objeto DICOM no incluye un header solamente una lista de atributos)
Un objeto DICOM sólo tiene un atributo con los pixeles de una imagen digital, pero el
atributo puede tener varios cuadros (frames), lo que permite el almacenamiento de
estudios tomográficos y de secuencias de cine. Las imágenes en DICOM se pueden
comprimir utilizando: JPEG, JPEG sin pérdidas, JPEG 2000, y codificación Run-length
encoding (RLE).
El mismo formato básico se utiliza para todas las aplicaciones, que incluyen transmisión en
red, almacenamiento y uso de archivos. Sin embargo cuando se escribe un archivo
DICOM usualmente se agrega un header que contiene copias de algunos atributos
clave del objeto y detalles de la aplicación que lo escribió. Muchas veces las imágenes
van adjuntas en algún directorio (ejemplos RMN y US de una mano). MATLAB
proporciona funciones para abrir archivos DICOM.
Durante el procesamiento y análisis de las imágenes DICOM de un paciente es necesario mantener
confidenciales sus datos personales. Para esto se realizan procesos de remoción de los campos
de datos personales del objeto/archivo DICOM ( llamados del inglés procesos de
anonimización)