ES2841414T3

ES2841414T3 - Método de obtención de imágenes

Info

Publication number: ES2841414T3
Application number: ES15779854T
Authority: ES
Inventors: Andreas Fouras
Original assignee: 4DMedical Ltd
Current assignee: 4DMedical Ltd
Priority date: 2014-04-15
Filing date: 2015-04-14
Publication date: 2021-07-08
Anticipated expiration: 2035-04-14
Also published as: JP6636500B2; US20170143289A1; AU2017101313A4; AU2022263562A1; WO2015157799A1; US11660059B2; AU2015246630A1; AU2020210295B2; US10674987B2; AU2020210295A1; EP3131468B1; US20200261047A1; EP3131468A4; EP3131468A1; JP2017511239A

Abstract

Un método para medir el movimiento pulmonar en un paciente que incluye las etapas de: supervisar un parámetro correspondiente al movimiento del pulmón, y adquirir múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo del pulmón, estando correlacionada la secuenciación de la adquisición de imágenes de las múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo con un cambio en el valor del parámetro, en donde se miden los datos del movimiento pulmonar entre dos o más de las imágenes fluoroscópicas adquiridas.

Description

DESCRIPCIÓN

Método de obtención de imágenes

Campo de la invención

La presente invención se refiere al campo de la obtención de imágenes, particularmente a la obtención de imágenes de órganos tales como el pulmón.

En una forma, la invención se refiere al campo de la obtención de imágenes de órganos, tales como el pulmón, con fines de diagnóstico o de investigación.

En un aspecto particular, la presente invención es adecuada para su uso como técnica a la hora de evaluar el movimiento de un órgano.

Será conveniente describir a continuación la invención en relación con aplicaciones médicas humanas; sin embargo, debe apreciarse que la presente invención no se limita a ese uso únicamente y esta podría utilizarse, por ejemplo, en aplicaciones veterinarias.

Antecedentes de la técnica

En el pasado, la tomografía computarizada mediante rayos X se ha utilizado ampliamente en radiografía para investigar la estructura anatómica de los pulmones y su capacidad funcional. La tomografía computarizada utiliza rayos X procesados por ordenador para producir imágenes tomográficas ("cortes" virtuales) de áreas específicas de un pulmón. El procesamiento de geometría digital se utiliza para generar una imagen tridimensional del interior del pulmón a partir de una serie de imágenes radiográficas bidimensionales tomadas alrededor de un solo eje de rotación.

Los datos de corte de rayos X se generan utilizando una fuente de rayos X que gira alrededor del objeto en una cubierta circular. Los sensores de rayos X se colocan en el lado opuesto del círculo de la fuente de rayos X. Las primeras versiones de las máquinas de obtención de imágenes se operaban girando la fuente de rayos X y los detectores alrededor de un paciente que permanecía inmóvil. Después de cada rotación completa, el paciente se movía axialmente y se llevaba a cabo la siguiente rotación. Se han diseñado máquinas más nuevas para permitir la rotación continua de la fuente de rayos X y los detectores mientras el paciente se desliza lenta y suavemente a través de la cubierta circular de rayos X. Estas se denominan máquinas de tomografía computarizada helicoidales o en espiral.

La tomografía computarizada se puede utilizar para obtener imágenes de la mayoría de las estructuras corporales. Es particularmente útil a la hora de detectar cambios de estructura tanto agudos como crónicos dentro de los pulmones. Estos cambios pueden no ser detectables usando imágenes de rayos X bidimensionales convencionales. Se utilizan diversas técnicas. Por ejemplo, la evaluación de los procesos intersticiales crónicos, como el enfisema o la fibrosis, se lleva a cabo tomando cortes finos de datos y aplicando reconstrucciones de alta frecuencia espacial.

Una de las principales limitaciones de estos enfoques es la necesidad de obtener imágenes del pulmón mientras este permanece inmóvil para minimizar el desenfoque. En particular, la tomografía computarizada tiene una resolución temporal deficiente que limita su uso para una prueba pulmonar dinámica. La exploración por tomografía computarizada se realiza generalmente en dos intervalos de tiempo diferentes: al contener la respiración en la inspiración o la espiración, generalmente con minutos de diferencia.

Esto tiene inconvenientes obvios y limita la capacidad de la tomografía computarizada para su uso en pruebas funcionales respiratorias dinámicas. Específicamente, produce una muestra del pulmón y se requiere una interpolación para deducir el movimiento pulmonar entre las dos condiciones de estado estable, pero dichos métodos asumen que el movimiento sigue una trayectoria lineal o definida. No pueden producir imágenes continuas en tiempo real que brinden información sobre el movimiento pulmonar y que se puedan utilizar para detectar enfermedades que causan cambios sutiles en la estructura del pulmón o en la capacidad pulmonar.

Con la llegada de la exploración rápida por tomografía computarizada, ha sido posible desarrollar métodos llamados 4D-CT (tomografía computarizada en cuatro dimensiones) que capturan imágenes a lo largo del tiempo para representar el movimiento de los órganos del cuerpo, como el momento en que el pulmón se hincha o se deshincha. Una exploración por 4D-CT típica implica de 10 a 50 rotaciones alrededor del paciente, coordinada cada una con la mesa moviéndose a través de la cubierta circular. La exploración rápida se puede realizar a un ritmo de aproximadamente 4 rotaciones/s, con el detector tomando alrededor de 1000 "instantáneas"/rotación. Cada "instantánea" se realiza en una posición (ángulo o "proyección") de la fuente de rayos X. Por lo general, se recopilan entre 40 000 y 200 000 imágenes en una 4D-CT.

Por ejemplo, la 4D-CT se ha utilizado para medir la función respiratoria, incluida la expansión utilizando imágenes tradicionales basadas en la absorción, pero tiene el inconveniente de administrar niveles significativos de dosis de radiación al paciente. Visualizar, controlar y hacer un seguimiento del movimiento respiratorio específico del paciente es fundamental para un tratamiento de irradiación dirigido con mayor precisión para enfermedades como los cánceres de tórax y abdomen que se mueven con el diafragma. El movimiento de los cánceres ocasiona problemas con el tratamiento de irradiación porque los objetivos en movimiento pueden aparecer con formas distorsionadas y en ubicaciones incorrectas en las imágenes de la tomografía computarizada. Para compensar esto, se utilizan campos de irradiación más grandes y grandes dosis de radiación concomitantes para garantizar que no se pase por alto el tumor.

En consecuencia, la secuenciación respiratoria se puede combinar con la 4D-CT para tratar tumores "en movimiento", tales como los tumores pulmonares. Un enfoque consiste en el uso de una pequeña "caja" colocada en el tórax/abdomen superior del paciente y se utilizan cámaras especializadas para supervisar el movimiento de esta caja durante la respiración. Esta información se utiliza para correlacionar la posición del tumor pulmonar con fases específicas del ciclo respiratorio. En el tratamiento, el movimiento de la caja permite que el haz de tratamiento se encienda y apague (secuenciación) durante fases específicas del ciclo respiratorio. (Jiang SB et al., Int J Radiat Oncol Biol Phys 2008; 71:S103-7; Phys Med Biol 2008;53:N315-27).

El uso de la tomografía computarizada ha aumentado enormemente en las últimas dos décadas. Un tema importante dentro de la radiología actual es cómo reducir la dosis de radiación durante la exploración por tomografía computarizada sin comprometer la calidad de la imagen. En general, las dosis de radiación más altas dan como resultado imágenes de mayor resolución, mientras que las dosis más bajas provocan un aumento del ruido de la imagen e imágenes borrosas. Sin embargo, las dosis de radiación más altas aumentan los efectos secundarios adversos, incluido el riesgo de cáncer inducido por radiación.

En el pasado, se han hecho intentos para reducir la exposición a la radiación ionizante durante una exploración por tomografía computarizada, que incluyen:

1. nueva tecnología de software para utilizar de manera más eficaz los datos registrados en el detector,

2. individualizar la exploración y ajustar la dosis de radiación al tipo de cuerpo y al órgano examinado y

3. evaluar la conveniencia de evitar la exploración por tomografía computarizada en favor de otro tipo de análisis.

A pesar de estos intentos, la dosis de radiación relativamente alta impuesta a un paciente por una exploración por tomografía computarizada (especialmente por una exploración 4D-CT), es un problema clave que actúa contra el aumento del uso de la tomografía computarizada. Además de la tomografía computarizada, existen muchas otras formas de obtención de imágenes capaces de obtener imágenes dinámicas de procesos biológicos dinámicos, como la respiración.

El fluoroscopio es ideal para la obtención de imágenes dinámicas del tórax y se utiliza en una amplia gama de procedimientos, como análisis de tránsito baritado, cateterización cardíaca, artrografía, punción lumbar, colocación de catéteres intravenosos (IV), pielografía intravenosa, histerosalpingograma y biopsias, incluida la broncoscopia. La fluoroscopia puede usarse individualmente como un procedimiento de diagnóstico, o puede usarse junto con otros medios o procedimientos de diagnóstico o terapéuticos.

Una aplicación específica del fluoroscopio, entre otras configuraciones médicas de obtención de imágenes relacionadas, se encuentra en la adquisición de secuencias dinámicas para el análisis CTXV (velocimetría de rayos X por tomografía computarizada). El análisis CTXV es posible a partir de secuencias de adquisición que incluyen (pero sin limitación): múltiples imágenes adquiridas desde múltiples perspectivas (proyecciones); múltiples imágenes adquiridas desde varias perspectivas (proyecciones) simultáneamente; y, adquisición continua con una perspectiva en movimiento.

El trabajo de Keall et al. (documento US20140192952) intenta reducir la agrupación de proyecciones que se produce cuando se activa una señal respiratoria y se usa una velocidad de rotación constante en 4DCBtomografía computarizada. Para evitar este agrupamiento de proyecciones y lograr una distribución uniforme de las proyecciones alrededor del sujeto, Keall cambia dos variables: (1) la velocidad de rotación del túnel y (2) el intervalo de tiempo entre proyecciones.

Los documentos US 2008/077038 A1 y US 2005/187464 A1 describen diferentes implementaciones de la secuenciación respiratoria para reducir los artefactos de movimiento respiratorio durante la formación de imágenes por IRM.

Con la llegada de sistemas de obtención de imágenes avanzados como los que se utilizan en CTXV y los avances con las tecnologías 4D-CT, se pueden alcanzar ritmos rápidos de obtención de imágenes. Estos ritmos más altos de adquisición de imágenes permiten una secuenciación más compleja de cuándo se adquieren las imágenes durante un evento dinámico. Esta mayor velocidad de adquisición permite una resolución temporal mejorada de procesos o eventos dinámicos que ocurren rápidamente.

Por consiguiente, existe una necesidad continua de mejorar la calidad de la información derivada de la exploración sin aumentar o, preferentemente, disminuir, la exposición a la radiación del paciente.

En el campo del análisis de movimiento basado en la obtención de imágenes, un parámetro clave que afecta la calidad de la imagen y el intervalo dinámico de la medición es la magnitud del desplazamiento de la muestra que se produce entre imágenes secuenciales. Esto vendrá determinado por la velocidad de la muestra y el ritmo de adquisición. Si el desplazamiento de la muestra es demasiado grande o demasiado pequeño, la calidad de la medición se degradará. Por lo tanto, la obtención de imágenes de muestras que exhiben una amplia gama de velocidades durante la secuencia de medición utilizando un ritmo de adquisición constante provocará inevitablemente una calidad de medición degradada para algunos de los fotogramas.

El documento WO 2011/032210 A1 divulga un método para reconstruir un campo de velocidad a partir de imágenes de una muestra.

En el campo del análisis de movimiento basado en imágenes, existen varias técnicas que se emplean comúnmente para mejorar la calidad de la medición del movimiento o el intervalo dinámico de las mediciones. Un ejemplo de ello es el uso de un "salto de fotograma" en un análisis PIV (velocimetría de imágenes de partículas). Aquí es donde el análisis de imágenes compara imágenes que están separadas por más de 1 imagen. Como tal, se puede obtener la señal óptima al ruido para partículas más lentas que tienen un desplazamiento muy pequeño entre imágenes secuenciales.

Al utilizar imágenes de rayos X como entrada, técnicas como estas dan como resultado un aumento en la dosis de radiación impartida al sujeto a medida que se adquieren imágenes adicionales (redundantes). En la obtención de imágenes de rayos X, las imágenes adicionales equivalen a una dosis adicional administrada al sujeto. Por lo tanto, para la medición de movimiento a partir de imágenes de rayos X, como en un análisis de CTXV, deben emplearse otras técnicas para superar esto.

Sumario de la invención

Un objeto de la presente invención consiste en proporcionar técnicas mejoradas para evaluar la función respiratoria y diagnosticar enfermedades pulmonares.

Otro objeto de la presente invención consiste en proporcionar una tecnología mejorada para obtener datos del movimiento pulmonar.

Otro objeto de la presente invención consiste en aliviar al menos una desventaja asociada con la técnica relacionada.

Es un objeto de las realizaciones descritas en el presente documento superar o aliviar al menos uno de los inconvenientes señalados anteriormente de los sistemas relacionados con la técnica o al menos proporcionar una alternativa útil a los sistemas relacionados con la técnica.

La invención se define en las reivindicaciones.

Cuando se usa en el presente documento, el término "órgano" pretende hacer referencia a cualquier conjunto de tejidos unidos en una unidad estructural para cumplir una función común, o parte de la misma, e incluye el corazón, los pulmones y los vasos sanguíneos. En una realización particularmente preferida, el órgano comprende uno o ambos pulmones o sus lóbulos.

La correlación mencionada anteriormente puede ser directa o indirecta.

Se proporciona un método para obtener imágenes del movimiento de un órgano que cambia de volumen en un paciente, incluidas las etapas de:

supervisar el cambio de volumen del órgano, y

adquirir múltiples imágenes in vivo del órgano,

en donde el tiempo de adquisición de imágenes se correlaciona con el cambio de volumen de órganos entre las imágenes.

Preferentemente, el cambio en el valor del parámetro entre imágenes es un valor predeterminado, que puede ser constante o variable en el tiempo. Más preferentemente, el valor predeterminado es un valor constante. El valor del parámetro se relaciona con el cambio en una o cualquier combinación de forma, volumen, flujo, presión, cizalla, desplazamiento, temperatura, color, orientación o ubicación del órgano. En una realización particularmente preferida, el valor del parámetro es el volumen.

Además de esto, tal y como apreciará fácilmente el experto en la materia, ese flujo puede integrarse para proporcionar información de volumen y el volumen puede diferenciarse para proporcionar información de flujo. Como tal, se puede considerar que las señales de flujo o volumen contienen la misma información.

La presión es un parámetro relacionado con el flujo y el volumen, y la presión tiene la ventaja de ser una medida más simple y común que se realiza clínicamente. En una realización de la presente invención, la presión se utiliza individualmente como medida fisiológica directa y, para ello, activa el sistema de obtención de imágenes.

Cuando el órgano del que se toman imágenes es el pulmón, el movimiento o desplazamiento del tejido pulmonar se puede medir a partir de muchos medios, incluidos los métodos de obtención de imágenes, como los que se describen a lo largo de esta divulgación. Las mediciones del movimiento del tejido pulmonar permiten una optimización precisa de la secuenciación de la señal deseada cuando se utiliza para un análisis de movimiento de los pulmones, permitiendo de este modo un sistema de retroalimentación en tiempo real.

Las mediciones del desplazamiento de la pared torácica también están relacionadas con el desplazamiento del tejido pulmonar y, en particular, con un cambio en la capacidad pulmonar. El desplazamiento de la pared torácica se puede medir a partir de una serie de técnicas que incluyen cuadrículas basadas en láser proyectadas sobre el sujeto, marcadores colocados sobre el sujeto y técnicas de vídeo en estéreo. La medición del desplazamiento de la pared torácica a menudo puede tener la ventaja de no requerir ningún equipo en contacto con el paciente. Un experto en la técnica apreciará que se pueden usar muchas otras técnicas de medición fisiológica y muchos otros parámetros fisiológicos para inferir información del desplazamiento o cambio de volumen del tejido pulmonar.

En el pasado, las imágenes de órganos que cambian de volumen, como el corazón, los vasos sanguíneos o los pulmones se han registrado a un ritmo de constante de obtención de imágenes, generalmente el más rápido posible o a un ritmo suficiente para capturar el evento dinámico que ocurre con mayor rapidez. Para sistemas donde los eventos no se producen a un ritmo constante, la resolución temporal deseada (en un sentido relativo) no es constante, lo que conduce potencialmente a un exceso de imágenes capturadas. Un exceso de imágenes puede correlacionarse con un aumento del coste del análisis, de la revisión y del almacenamiento de esas imágenes. En el caso de los sistemas de imágenes de rayos X, un exceso de imágenes da como resultado directo un exceso de dosis de rayos X. En el caso de los pulmones, esto lleva a que una gran proporción de imágenes se capturen al final de la inspiración y al final de la espiración, donde ocurren muy pocos cambios en el pulmón, con solo una pequeña proporción de imágenes capturadas en los momentos más transitorios, durante el flujo inspiratorio máximo o el flujo espiratorio máximo.

Específicamente en el caso de imágenes de CTXV, la precisión de las mediciones del flujo de aire es una función del cambio en el volumen del sistema durante el período de obtención de imágenes. Pequeños cambios en el volumen durante un período de medición pueden dar como resultado grandes errores en relación con la señal. Los grandes cambios de volumen durante un período de medición pueden dar lugar a grandes errores debido a una resolución temporal inadecuada de los fenómenos no lineales. De manera similar, los errores grandes pueden resultar de correlaciones cruzadas subóptimas que resultan de un gran cambio de volumen durante el período de medición.

Por el contrario, el método de la presente invención se refiere a optimizar la cuantificación posible a partir de secuencias de imágenes dinámicas. Se espera que este enfoque minimice la cantidad de imágenes capturadas fuera de los tiempos de cambio más rápido, minimizando concomitantemente la dosis de radiación al sujeto. En el caso de medir el flujo de aire dentro de los pulmones, el método de la presente invención permite la optimización de la secuencia de imágenes, minimizando ambos los errores de medición del flujo de aire y la dosis de rayos X.

El cambio de volumen de órganos puede controlarse por cualquier medio conveniente, incluida la medición de otro parámetro fisiológico directamente relacionado, como el flujo de aire o la presión arterial. Estos incluyen, en el caso de los pulmones, flujo de aire en la boca, espirometría, mediciones de la pared torácica utilizando una cuadrícula o imagen generada por láser, o una banda alrededor del tórax, o ajustando las curvas de respiración estándar. En el caso del corazón o los vasos sanguíneos, pueden incluir medidas de presión arterial o flujo sanguíneo. Será fácilmente evidente para el experto en la técnica que el cambio de volumen de los órganos no se limita a estos métodos y que podrían utilizarse muchos otros medios de control. Por ejemplo, durante la obtención de imágenes del corazón, se puede utilizar un ECG para inferir las variaciones temporales del volumen sanguíneo.

Se proporciona un método para obtener imágenes del movimiento de un órgano en un paciente que incluye las etapas de:

supervisar el cambio en un parámetro correspondiente al movimiento del órgano, como el cambio de volumen del órgano para crear datos de supervisión que se envían en tiempo real a un sistema de control de obtención de imágenes, y

adquirir múltiples imágenes in vivo del órgano en respuesta a una señal de accionamiento del sistema de control,

en donde la secuenciación de la adquisición de imágenes está correlacionada con un cambio predeterminado en el valor del parámetro.

Normalmente, el cambio predeterminado en el valor del parámetro varía a lo largo del tiempo o, como alternativa, es constante. La recopilación de imágenes correspondientes a un cambio de parámetro constante u otro predeterminado de un órgano se puede lograr por cualquier medio conveniente.

Las imágenes se pueden recopilar cuando el órgano cambia de volumen en una cantidad predeterminada mediante el uso de la conmutación de alto voltaje del generador de kV, o apagando la fuente/el detector de rayos X, o alterando la forma en que un haz de radiación incide en el órgano objetivo, u otros medios de activación.

Se proporciona una aplicación para recopilar imágenes de acuerdo con el método de la presente invención, comprendiendo dicha aplicación un conjunto de instrucciones predeterminado para iniciar la grabación de imágenes que corresponden a un cambio predeterminado de volumen del órgano.

En un aspecto adicional, el método puede incluir la etapa de medir un campo de datos del movimiento de un órgano entre dos o más de las imágenes adquiridas.

La adquisición de imágenes de acuerdo con la presente invención puede realizarse desde múltiples perspectivas. Las múltiples imágenes in vivo se registran desde dos o más perspectivas, comprendiendo cada imagen datos codificados y un campo de datos de velocidad espacial del movimiento del órgano se reconstruye a partir de los datos codificados.

El método incluye además supervisar el cambio en el parámetro para crear datos de supervisión que se envían en tiempo real a un sistema de control de obtención de imágenes, y

adquirir múltiples imágenes in vivo del órgano que comprenden datos codificados desde una primera perspectiva en respuesta a una señal de accionamiento del sistema de control,

adquirir múltiples imágenes in vivo del órgano que comprenden datos codificados adicionales desde al menos una perspectiva adicional en respuesta a una señal de accionamiento del sistema de control,

y posteriormente, reconstruir un campo de datos de velocidad espacial del movimiento de órganos a partir de los datos codificados.

Se proporciona, en un aparato que comprende:

(i) una o más fuentes de energía; y

(ii) uno o más detectores para adquirir imágenes creadas por energía de una o más fuentes de energía que pasan a través de un sujeto entre la fuente de energía y el detector; una unidad de procesamiento de señales que comprende un sensor para controlar el cambio de volumen del órgano, analizándose la salida del sensor para proporcionar una entrada que active la secuenciación de la adquisición de imágenes.

En otro aspecto de las realizaciones descritas en el presente documento, se proporciona un medio de almacenamiento legible por ordenador para almacenar en forma no transitoria una aplicación para permitir supervisar, adquirir imágenes y su secuenciación de acuerdo con el método de la presente invención.

En otro aspecto más de las realizaciones descritas en el presente documento, se proporciona una aplicación almacenada en un medio no transitorio adaptado para permitir la obtención de imágenes, comprendiendo dicha aplicación un conjunto de instrucciones predeterminado adaptado para habilitar un método de acuerdo con el método de la presente invención.

El experto en la técnica apreciará que el método se puede utilizar junto con cualquier técnica de obtención de imágenes sobradamente conocida elegida del grupo que comprende velocimetría de rayos X por tomografía computarizada, tomografía computarizada, tomografía computarizada de haz cónico, fluoroscopia, obtención de imágenes por resonancia magnética o ecografía.

El paciente puede ser humano u otro animal y, por tanto, la presente invención es útil para una variedad de aplicaciones humanas y veterinarias en los campos del diagnóstico y la investigación.

Otros aspectos y formas preferidas se describen en la memoria descriptiva y/o se definen en las reivindicaciones adjuntas, que forman parte de la descripción de la invención.

En esencia, la presente divulgación se deriva de la comprensión de que el paradigma de imágenes basado en el tiempo existente no es adecuado para los órganos en movimiento, especialmente de manera no lineal, cuando se realiza un análisis del movimiento del órgano. En el caso del pulmón, maximiza la recopilación de imágenes durante los períodos de mayor interés diagnóstico en términos de movimiento y minimiza la recopilación de imágenes durante los períodos de menor interés diagnóstico en términos de movimiento.

Al prescindir del paradigma existente de obtención de imágenes basada en el tiempo, la presente invención proporciona ventajas significativas, incluidas las siguientes:

la recopilación de imágenes se maximiza en los momentos en que se puede obtener la información más útil y se minimiza en otros momentos, mejorar la eficiencia de la recopilación de datos y la calidad del análisis de movimiento,

mejora en los datos de movimiento funcional disponibles para el diagnóstico y el tratamiento clínico,

la recopilación y el almacenamiento de datos se reducen en comparación con la obtención de imágenes convencional, mejorar la eficiencia informática,

se minimiza la dosis de radiación del paciente,

se puede utilizar una potencia de funcionamiento más baja para los escáneres, reducir los tiempos de enfriamiento requeridos y aumentar el rendimiento del paciente y la economía general.

Una realización de esta técnica tiene como objetivo agrupar las imágenes en cada proyección, tomando varias imágenes de cada vista. Esto permite entonces un cálculo del movimiento de cada vista mencionada anteriormente y, por lo tanto, una reconstrucción del campo de movimiento 4D completo de los pulmones. Las técnicas para la reconstrucción de imágenes como tomografía computarizada, 4DCT y 4DCBCT tienen como objetivo distribuir las proyecciones uniformemente alrededor del paciente desde un gran número de vistas.

El alcance adicional de aplicabilidad de las realizaciones de la presente invención resultará evidente a partir de la descripción detallada que se da a continuación. Sin embargo, debe entenderse que la descripción detallada y los ejemplos específicos, aunque indican realizaciones preferidas de la invención, se dan solo a modo de ilustración, ya que varios cambios y modificaciones dentro del alcance de la divulgación en este documento resultarán evidentes para los expertos en la técnica a partir de esta descripción detallada.

Breve descripción de los dibujos

La divulgación, los objetos, las ventajas y los aspectos de estas y otras realizaciones preferidas de la presente solicitud pueden entenderlas mejor los expertos en la técnica relevante con referencia a la siguiente descripción de las realizaciones tomadas junto con los dibujos adjuntos, que se dan solo a modo de ilustración y, por lo tanto, no son limitativos de la divulgación en el presente documento, y en los que:

la figura 1 ilustra la inspiración y espiración pulmonar mediante gráficos de capacidad pulmonar frente al tiempo (s) (figura 1a) y presión de aire pulmonar (cm/H2O) frente al tiempo (s) (figura 1b);

la figura 2 es un gráfico de la capacidad pulmonar frente al tiempo mostrado en la figura 1a, marcado para indicar un régimen de exploración de acuerdo con la presente invención durante la inspiración y la espiración (figura 2a) y solo durante la espiración (figura 2b);

la figura 3 es un gráfico de la capacidad pulmonar frente al tiempo mostrado en la figura 1a, marcado para indicar un régimen de exploración de acuerdo con la técnica anterior durante la inspiración y la espiración (figura 3a) y solo durante la espiración (figura 3b);

la figura 4 ilustra una disposición típica de componentes en un escáner de CTXV.

La Figura 5 ilustra la salida de la aplicación, en el momento en que detecta cuándo activar el sistema de obtención de imágenes en función de un cambio de volumen constante y preestablecido (5a) y la base de tiempo no lineal se representa en un subconjunto de los mismos datos (5b).

La figura 6 es un diagrama de flujo que resume la función de una realización de la aplicación de un sistema de acuerdo con la presente invención.

La figura 7 es un gráfico que ilustra el ahorro de dosis de radiación de acuerdo con la presente invención para el valor de cambio de volumen preestablecido para un sistema que normalmente funciona a 30 fps. Estos datos también se pueden ver en la Tabla 1.

La figura 8 ilustra el sistema y aparato utilizados para el método de esta invención.

Descripción detallada

La figura 1a es un gráfico de la capacidad pulmonar (litros) frente al tiempo (segundos) durante la inspiración y la espiración de un pulmón humano. El gráfico ilustra el volumen de reserva inspiratoria (IRV) 1, VT 2, volumen de reserva espiratoria (ERV) 3, volumen residual (RV) 4, capacidad de reserva funcional (FRC) 5, capacidad inspiratoria (IC) 6, capacidad vital (VC) 7, capacidad pulmonar total (TLC) 8.

La figura 1b es un gráfico de presión (cm/H²O) frente al tiempo (ms) para la inspiración y espiración de un pulmón humano. El flujo de aire que entra y sale del pulmón se puede correlacionar con el cambio de volumen del pulmón, como se muestra en la figura 1a.

En el pasado, las imágenes de órganos que cambian de volumen, como el corazón, los vasos sanguíneos o los pulmones se han registrado al ritmo de obtención de imágenes más rápido posible con un tiempo constante entre imágenes.

Con referencia a los pulmones, este fue un intento de capturar el movimiento rápido que ocurre durante el comienzo del ciclo inspiratorio y el comienzo del ciclo espiratorio. La figura 3 es un gráfico de la capacidad pulmonar (litros) frente al tiempo (segundos) que ilustra la exploración secuencial de acuerdo con la técnica de la técnica anterior durante la inspiración y la espiración (figura 3a) y solo durante la espiración (figura 3b) con un período de tiempo constante entre cada imagen.

Sin embargo, tal y como se ilustra en la figura 3a, esto dará como resultado que se capturen muchas imágenes durante el final de la inspiración y la espiración, donde las curvas de volumen (y presión) han comenzado a trazar asíntotas hacia sus valores finales y en realidad se está produciendo poco movimiento pulmonar.

Por el contrario, la figura 2 ilustra la secuenciación de volumen basada en el volumen para la exploración de acuerdo con la presente invención con un cambio de capacidad pulmonar constante entre cada imagen. La figura 2 es un gráfico de la capacidad pulmonar frente al tiempo durante la inspiración y la espiración (figura 2a) y solo durante la espiración (figura 2b). De este modo, para una unidad predeterminada de flujo de aire o cambio de la capacidad pulmonar, se puede tomar un número predeterminado de imágenes. Esto optimiza la proporción de imágenes tomadas durante el curso de la inspiración y la espiración cuando el pulmón está trabajando más duro y se puede obtener la mayor cantidad de información sobre su salud. También minimiza el número de imágenes tomadas en otros momentos, como el final de la inspiración y la espiración cuando el pulmón no está trabajando tan duro, lo que minimiza concomitantemente la dosis de radiación.

El método de la presente invención no requiere que se tomen imágenes lo más rápido posible a niveles de sobrepotencia. En cambio, al utilizar el método de la presente invención, la exploración de CTXV se puede hacer funcionar a un nivel de potencia más bajo sin necesidad de enfriarse, o durante un período de enfriamiento más corto. Esto permite un rendimiento más eficiente de los pacientes, un menor uso de energía y, por lo tanto, una mejor economía general en cuanto al uso de un escáner de CTXV.

La presente invención es particularmente valiosa cuando se utiliza en escáneres de CTXV y de imágenes de CTXV de la técnica anterior, tal y como se muestra en la figura 4. La figura 4 es un diagrama esquemático que describe el diseño básico de un sistema de CTXV de acuerdo con la presente invención. El diagrama muestra tres haces de rayos X policromáticos transmitidos a través de una muestra y convertidos en luz visible mediante centelleadores. Los sistemas detectores de alta velocidad producen entonces un conjunto de imágenes. Se recopilan varios datos de proyección simultáneamente sin hacer girar la muestra. Se fijan coordenadas (normalmente coordenadas cartesianas (x, y, z)) a la muestra y se giran en ángulo 9 desde el eje del haz p. Con referencia a la figura 4, cada línea de imágenes normalmente constaría de los siguientes componentes clave:

a. cámara de rayos X de velocidad de vídeo o de doble obturador (21);

b. fuente de rayos X de haz cónico (22);

c. sistema de modulación de fuente (23);

d. hardware de alineación de fuente básica (24a);

e. hardware de alineación de cámara de alta resolución (24b);

f. hardware de captura y análisis de imágenes (25); y

g. interfaz de usuario (26).

La figura 5 muestra un gráfico de volumen real frente al tiempo capturado de un sujeto. Los puntos elegidos para activar la adquisición de imágenes se correlacionan con un espaciado de volumen igual entre imágenes. Esto se puede ver más claramente en la figura 5b.

La figura 6 muestra un diagrama de flujo de una realización particular de la aplicación relacionada con esta tecnología. Aquí se enumeran las etapas de procesamiento que pueden ocurrir para que esta técnica se use de manera efectiva. La tabla 1 muestra un ejemplo de los ahorros de dosis que se pueden lograr utilizando esta técnica.

La figura 7 es un gráfico que muestra la reducción de dosis que es posible usando el método de la presente invención en un sistema de formación de imágenes de 30 fotogramas por segundo en comparación con la obtención de imágenes a un ritmo constante. El gráfico muestra cómo cambia la reducción de dosis (30) a medida que el cambio de volumen predeterminado de los pulmones se establece en diferentes niveles (activado 32).

La figura 8 muestra el sistema y el aparato de la presente invención. La entrada fisiológica (39) se envía desde el paciente ubicado entre la fuente (42) y el detector (44) al sensor (48). El sistema de procesamiento de señales (38) de la figura 8a muestra cómo se utiliza un parámetro fisiológico para controlar el tiempo de adquisición de imágenes de la figura 8b. El sensor convierte esta información fisiológica en una señal de parámetro (50) que luego se envía a la unidad de procesamiento de señales (52). La unidad de procesamiento de señales convierte la señal en una activación apropiada (40) que se alimenta al controlador del sistema de obtención de imágenes (46). El procesamiento de la señal puede incluir alguna otra información de entrada del usuario, como un valor de cambio de volumen preestablecido o una ecuación para una serie de valores de cambio de volumen u otro conjunto de reglas mediante las cuales la información fisiológica de entrada debe convertirse en una señal de activación adecuada para el sistema de obtención de imágenes.

Típicamente, un escáner de CTXV de este tipo comprende múltiples fuentes de energía y múltiples detectores usados simultáneamente o en secuencia temporal cercana. La presente invención, cuando se utiliza en la obtención de imágenes de CTXV (independientemente del número de pares de detector/energía) incluye la aplicación a la obtención de imágenes de animales y también la aplicación a la obtención de imágenes de seres humanos. Debido a la naturaleza de la tecnología CTXV que a menudo se utiliza para medidas directas del cambio de capacidad pulmonar, se pueden lograr reducciones drásticas en la dosis con poca o ninguna pérdida de información recopilada durante una exploración mediante el uso de un sistema de control de volumen.

"Comprende/que comprende" e "incluye/que incluye" cuando se usa en esta memoria descriptiva se toma para especificar la presencia de características, elementos integrantes, etapas o componentes citados, pero no excluye la presencia o adición de una o más características, elementos integrantes, etapas, componentes o grupos de los mismos. De este modo, a no ser que el contexto indique claramente lo contrario, a lo largo de la descripción y las reivindicaciones, las formas "comprender", "que comprende", "incluye", "que incluye" y similares deben interpretarse en un sentido inclusivo en oposición a un sentido exclusivo o exhaustivo; es decir, en el sentido de "que incluye, pero sin limitación".

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un método para medir el movimiento pulmonar en un paciente que incluye las etapas de:

supervisar un parámetro correspondiente al movimiento del pulmón, y

adquirir múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo del pulmón, estando correlacionada la secuenciación de la adquisición de imágenes de las múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo con un cambio en el valor del parámetro, en donde se miden los datos del movimiento pulmonar entre dos o más de las imágenes fluoroscópicas adquiridas.

2. Un método para medir el movimiento pulmonar de acuerdo con la reivindicación 1, en donde las múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo se registran desde dos o más perspectivas.

3. Un método para medir el movimiento pulmonar de acuerdo con la reivindicación 2, en donde un campo de datos de velocidad espacial del movimiento pulmonar se reconstruye a partir de las múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo.

4. Un método para medir el movimiento pulmonar de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en donde el parámetro es el volumen del pulmón y la secuenciación de adquisición de imágenes está correlacionada con el cambio de volumen del pulmón entre las imágenes.

5. Un método para medir el movimiento pulmonar de acuerdo con la reivindicación 4, en donde:

la supervisión del cambio de volumen del pulmón crea datos de supervisión que se alimentan en tiempo real a un sistema de control de obtención de imágenes, y

la adquisición de las múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo del pulmón se obtiene en respuesta a una señal de accionamiento del sistema de control.

6. Un método de acuerdo con la reivindicación 4 o la reivindicación 5, en donde el cambio de volumen del pulmón entre las imágenes es un volumen predeterminado.

7. Un método de acuerdo con la reivindicación 4 o la reivindicación 5, en donde el cambio de volumen del pulmón entre las imágenes es un volumen constante predeterminado.

8. Un método para medir el movimiento pulmonar de acuerdo con la reivindicación 4, en donde:

la adquisición de múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo del pulmón se realiza desde una primera perspectiva en respuesta a una señal de accionamiento del sistema de control,

la adquisición de múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo del pulmón se realiza desde al menos una perspectiva más en respuesta a una señal de accionamiento del sistema de control,

y el método comprende, además, posteriormente, reconstruir un campo de datos de velocidad espacial del movimiento pulmonar a partir de múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo desde la primera perspectiva y al menos una perspectiva más.

9. Una unidad de procesamiento de señales (52) para su uso en un aparato que tiene:

(i) una o más fuentes de rayos X (42); y

(ii) uno o más detectores (44) para adquirir imágenes fluoroscópicas in vivo creadas por rayos X de una o más fuentes de rayos X que pasan a través de un paciente;

la unidad de procesamiento de señales (52) que comprende un sensor (48) para supervisar un cambio de volumen de un pulmón, proporcionando la salida del sensor (48) una entrada para activar (40) la adquisición de múltiples imágenes fluoroscópicas in vivo del pulmón, y en donde la unidad de procesamiento de señales está configurada para realizar el método de acuerdo con las reivindicaciones 4 a 8.

10. Un programa informático que comprende instrucciones para hacer que la unidad de procesamiento de señales de la reivindicación 9 realice el método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 8.

11. Un medio de almacenamiento legible por ordenador que tiene almacenado en este el programa de acuerdo con la reivindicación 10.

12. Un aparato que comprende:

(i) una o más fuentes de rayos X (42);

(ii) uno o más detectores (44) para adquirir imágenes fluoroscópicas in vivo creadas por rayos X de una o más fuentes de rayos X que pasan a través de un paciente; y

(iii) la unidad de procesamiento de señales (52) de la reivindicación 9.