Tomografía por emisión de positrones con misión específica.

Un procedimiento de reconstrucción de datos de imágenes para permitir la detección o delimitación de una lesión en una parte corporal usando un sistema de barrido de tomografía por emisión de positrones (PET) que comprende las etapas de:

situar una matriz de centellógrafos acoplada con fibras ópticas dentro de una cavidad corporal, acoplándose rápidamente la matriz centellógrafos en la fibra o las fibras ópticas y/o desacoplándose de las mismas; situar una cabeza detectora en el exterior de la parte corporal;

usar una selección de impulsos de coincidencia para registrar datos obtenidos por la matriz de centellógrafos y la cabeza detectora a partir de la radiación emitida por la parte corporal; y

aplicar un algoritmo de reconstrucción de Monte Carlo y un muestreo determinista usando parámetros de cuadratura gaussiana para contribuir a la reconstrucción de una imagen o a la formación de una imagen usando los datos registrados.

Tomografía por emisión de positrones con misión específica Antecedentes de la invención Campo de la invención La presente invención versa acerca de un aparato y un procedimiento para detectar y delimitar lesiones cancerosas y, más en particular, acerca de un aparato y un procedimiento para una detección incipiente efectiva y asequible de lesiones cancerosas usando rayos gamma y otras radiaciones para obtener datos de imagen.

Descripción de la técnica relacionada A medida que las terapias médicas se vuelven más bioquímicamente específicas, los investigadores y los profesionales de la medicina han recurrido a la formación de imágenes moleculares para desarrollar nuevas terapias y guiar el tratamiento con estas terapias. La tomografía por emisión de positrones ("PET") es el dispositivo arquetípico de formación de imágenes moleculares debido a su elevada sensibilidad a cantidades sumamente pequeñas de sondas moleculares bioquímicamente relevantes. Con cantidades tan pequeñas (por ejemplo, cantidades de marcador) , es posible monitorizar procesos bioquímicos sin alterar sustancialmente las tasas cinéticas enzimáticas.

La detección de cánceres primarios incipientes con PET de cuerpo entero ha tenido menos éxito que la detección de la actividad metastásica. Esta diferencia de rendimiento ha sido atribuida a limitaciones instrumentales, así como a diferencias biológicas entre los cánceres primarios en comparación con las metástasis. En general, es preferible detectar los cánceres primarios cuando son pequeños, dado que las probabilidades de curación y de control se incrementan de forma sustancial. El pequeño tamaño del cáncer incipiente reduce la detectabilidad de la lesión debido a la resolución finita del dispositivo de PET, lo que reduce efectivamente el contraste entre lesión y segundo plano. En el campo de la PET, un contraste reducido entre lesión y segundo plano puede ser medido cuantitativamente con el coeficiente de recuperación. Este efecto ha sido ampliamente explorado en pruebas fantasma y clínicas por el Dr. Lee Adler. Véanse, por ejemplo, "Simultaneous Recover y of Size and Radioactivity Concentration of Small Spheroids with PET Data", C. Chen, L. Adler et al., J. Nucl. Med. 40 (1) , 1999, pp. 118-130; y "A Non-Linear Spatially Variant Object-Dependent System Model for Prediction and Correction of Partial Volume Effect in PET", C. Chen, L. Adler et al., IEEE Trans. Med. Imag. 17:214-227, 1998.

En la solicitud de patente estadounidense con nº de serie 09/737.119, publicación nº 20010040219, Cherr y et al. dan a conocer un detector para ser usado en un escáner de PET para aplicaciones de cánceres, particularmente aplicaciones de cáncer de mama, usando al menos dos placas detectoras que contienen conjuntos de cristales centelleantes de LSO o equivalente lumínico y un haz de fibras ópticas que hace de guía de luz entre los conjuntos centelleantes y los tubos fotomultiplicadores. Sin embargo, en el sistema Cherr y , las guías de luz de fibra óptica están unidas a los conjuntos centelleantes y a los fotomultiplicadores permanentemente, y estas uniones son fijas y no extraíbles. Tal disposición fija no extraíble puede llevar a dificultades prácticas cuando, por ejemplo, una intervención médica que use datos proporcionados por el sistema requiera un acceso físico que pueda estar obstruido por las fibras, o cuando los conjuntos centelleantes y/o las fibras ópticas son contaminados por fluidos corporales, de forma que se requiera su eliminación o su esterilización. Así, existe la necesidad de un sistema de un sistema de barrido de PET más flexible que permita que las fibras ópticas sean extraíbles de un fotomultiplicador o un centellógrafo. El documento WO 01/79884 A2 proporciona otro ejemplo del escáner de PET.

Resumen de la invención Ventajosamente, la invención proporciona un nuevo algoritmo para procedimientos de reconstrucción de imágenes y simulación, incluyendo una aplicación de los procedimientos de Monte Carlo y muestreo determinista usando la cuadratura gaussiana para construir una matriz de transición con fines de reconstrucción iterativa de imágenes. La invención también proporciona la característica ventajosa de una aplicación de muestreo determinista que usa la cuadratura gaussiana para efectuar un cálculo de transporte con fines de simular un sistema médico de formación de imágenes que es sensible a una radiación de rayos gamma o de otra naturaleza emitida por el cuerpo.

En otro aspecto, la invención proporciona ventajosamente una cámara gamma o un sistema de PET de mano con una cabeza detectora desechable, incluyendo una configuración de una cámara gamma o un escáner de PET en el que fibras ópticas o haces de fibras ópticas están acoplados con un centellógrafo o una matriz de centellógrafos y el otro extremo de las fibras ópticas o de los haces de fibras ópticas está acoplado a una cámara fotosensible (por ejemplo, un fotomultiplicador) . La invención puede incluir, además, un mecanismo para acoplar la fibra o las fibras ópticas a la cámara fotosensible o al centellógrafo o la matriz de centellógrafos y/o desacoplarlas de los mismos para que el detector pueda ser desechado o esterilizado sin dañar la cámara fotosensible. La invención puede incluir, además, una configuración en la que un conjunto de fibras ópticas acopla una placa detectora a una cámara fotosensible, mientras que una segunda capa detectora no requiere un conjunto de fibras ópticas.

En otro aspecto, la invención proporciona ventajosamente un escáner de mano alzada usando el nuevo algoritmo mencionado anteriormente para la reconstrucción de imágenes y la simulación para generar una matriz de transición (que relaciona la respuesta de las propiedades geométricas del detector con la geometría de la fuente) que se usa para reconstruir imágenes.

Breve descripción de los dibujos La Figura 1 muestra un diagrama de una cámara dedicada para mamas PEM-2400 montada en una unidad estereotáctica de mamografía de rayos X.

La Figura 2 muestra un diagrama fantasma de puntos calientes que ilustra una clara visualización de puntos calientes de 1, 5 mm.

La Figura 3 muestra un gráfico de una posición ejemplar de las cabezas detectoras de un escáner de PET de mano.

La Figura 4 ilustra un diagrama ejemplar de una interfaz gráfica de usuario que muestra las cabezas detectoras de un escáner de PET de mano como cuerpos rígidos, con líneas de respuesta generadas por una fuente entre las cabezas detectoras.

La Figura 5 muestra un gráfico ejemplar de un espectro de energía de un cristal en un conjunto compacto para endoscopia.

La Figura 6 muestra una vista lateral de un conjunto detector según una realización preferente de la invención. el conjunto detector comprende cristales centelleantes, cada uno de los cuales está unido a un cabo de fibra óptica. Los cabos de fibra óptica están dispuestos en un haz.

La Figura 7 muestra un diagrama de las fibras ópticas a medida que se separan del haz y se unen a una cara fotosensible fotomultiplicadora, tal como está construida según una realización preferente de la invención.

La Figura 8 muestra un dibujo esquemática de un dispositivo de formación de imágenes de la próstata que tiene compatibilidad de biopsia y ecografía, según una realización preferente de la invención.

Descripción detallada de la invención La reducida detectabilidad de lesiones debida a limitaciones de la resolución es un fenómeno bien conocido en el campo de la formación de imágenes médicas. Por ejemplo, los exigentes requisitos de la detección del cáncer de mama han llevado a la construcción de dispositivos de rayos X de resolución elevadísima, diseñados específicamente para la formación de imágenes de la mama. Naviscan PET Systems (anteriormente conocida como PEM Technologies) ha marcado la pauta para la formación de imágenes dedicadas de la mama usando la PET; véase, por ejemplo, la patente estadounidense nº 5.252.830. El primer producto de Naviscan PET Systems fue un escáner de PET específico para mamas con una resolución espacial de anchura de altura media [FWHM] mayor de 3 mm.

Como en la formación de imágenes con rayos X, a menudo hay buenas razones para construir dispositivos de PET de formación de imágenes específicos para una misión. Construir un escáner de PET de cuerpo entero con una resolución de 2 mm, como se requeriría para detectar de manera fiable cánceres incipientes en la mama, sería muy caro. Los escáneres... [Seguir leyendo]

1. Un procedimiento de reconstrucción de datos de imágenes para permitir la detección o delimitación de una lesión en una parte corporal usando un sistema de barrido de tomografía por emisión de positrones (PET) que comprende las etapas de:

situar una matriz de centellógrafos acoplada con fibras ópticas dentro de una cavidad corporal, acoplándose rápidamente la matriz centellógrafos en la fibra o las fibras ópticas y/o desacoplándose de las mismas;

situar una cabeza detectora en el exterior de la parte corporal;

usar una selección de impulsos de coincidencia para registrar datos obtenidos por la matriz de centellógrafos y la cabeza detectora a partir de la radiación emitida por la parte corporal; y aplicar un algoritmo de reconstrucción de Monte Carlo y un muestreo determinista usando parámetros de cuadratura gaussiana para contribuir a la reconstrucción de una imagen o a la formación de una imagen usando los datos registrados.

2. El procedimiento de la reivindicación 1 en el que los parámetros de cuadratura gaussiana usados para construir la matriz de transición son los pesos wj y las abscisas qj de Gauss-Hermite.

3. Un procedimiento de reconstrucción de datos de imágenes para permitir la selección de bordes para la amputación de una parte corporal usando un sistema de barrido de tomografía por emisión de positrones (PET) que comprende las etapas de:

situar una matriz de centellógrafos acoplada con fibras ópticas dentro de una cavidad corporal, acoplándose rápidamente la matriz centellógrafos en la fibra o las fibras ópticas y/o desacoplándose de las mismas;

situar una cabeza detectora en el exterior de la parte corporal;

usar una selección de impulsos de coincidencia para registrar datos obtenidos por la matriz de centellógrafos y la cabeza detectora a partir de la radiación emitida por la parte corporal; y aplicar un algoritmo de reconstrucción de Monte Carlo y un muestreo determinista usando parámetros de cuadratura gaussiana para contribuir a la reconstrucción de una imagen o a la formación de una imagen usando los datos registrados.

4. El procedimiento de la reivindicación 3 en el que los parámetros de cuadratura gaussiana usados para construir la matriz de transición son los pesos wj y las abscisas qj de Gauss-Hermite.

5. Un procedimiento de reconstrucción de datos de imágenes para permitir una biopsia endoscópica de una parte

corporal usando un sistema de barrido de tomografía por emisión de positrones (PET) que comprende las 30 etapas de:

situar una matriz de centellógrafos acoplada con fibras ópticas dentro de una cavidad corporal, acoplándose rápidamente la matriz centellógrafos en la fibra o las fibras ópticas y/o desacoplándose de las mismas;

situar una cabeza detectora en el exterior de la parte corporal;

usar una selección de impulsos de coincidencia para registrar datos obtenidos por la matriz de 35 centellógrafos y la cabeza detectora a partir de la radiación emitida por la parte corporal; y aplicar un algoritmo de reconstrucción de Monte Carlo y un muestreo determinista usando parámetros de cuadratura gaussiana para contribuir a la reconstrucción de una imagen o a la formación de una imagen usando los datos registrados.

6. El procedimiento de la reivindicación 5 en el que los parámetros de cuadratura gaussiana usados para construir 40 la matriz de transición son los pesos wj y las abscisas qj de Gauss-Hermite.