A U T O W S : Fco. Javier Cárcienas I 'lores

S e r g i o Antonio Toro Tcjada

ASESOR : I n g . Jesfís Mondragbn So l ' i s .

I7Exico D.F. a 8 d e Novie;;-.Lre ?e 1 3 8 8

. .

I N D I C E

C A P I T U L O I

I N T R O D U C C I O N

C A P I T U L O I1

F U N D A P E N T A C I O N M E D I C A Y 2LLkN'i'EAXIEKTO

D E L P R O B L E M A

1NT~R.ODUCCIOIJ

L A S I N A G E N E S P A R A N E T R I C A S C A R D I A C A S

E M P L E O D E L O S R A D I O I S O ' T O P O S EN C A R D I O L O G I A

GA?-I_AGRAFIA E S T A T I C A D E L COFUlZOI\T

E S T U D I O DE L A P E R F U S I O N EEL ? I I O C A R D I O . -i

C A P I T U L O 1 1 1

O R I G E N D E L A S I ? V i G E N E S Y P R O C E S O S D I G I T R L E S

EN Y i ; D I C I N A N U C I L E k R

I N T R O D U C C I O N

AL?!ACENAiSIENTO DE L A INFOPC.LF.CION

P R O C E S A X I E N T O D E LAS II*IAGE>:ES

E S T L 7 D I O S D E L P R I M E R PASO DEL TRAZADOR

E S T U D I O S S I N C R O N I Z A D O S COZ< EVE;NTOS F I S T O L O G T C O S

i I i T 2 O D C C C I O N

F U N C I O N A ~ l I E N T O D E L 8 2 5 3

C O N P O S I C I O N D E L A P A L A B R A DE C O N T R O L D Z 8 2 5 3

>IODOS DE OFERACION D E L 8 2 5 3

T R A N S I C I O N E S DE L A COI!PL;ERI'A ( K y B L A )

I N T E R C O N E C C I O N CON LA P C

I N T E R R U P C I O N E S E N LA PC, ( 8 0 8 8 )

CONTROLADOR DE I t l ' i 'ERRUPCIOKES PROGKV.1ABLE 8 2 5 9

P R C G R A b l A C I O N D E L 8 2 5 9

PALASRAS D E I N I C I A L I Z A C I O N

F A L A B R A S D E O P E R A C I O N

C A P I T U L O v I!~LPLEF.lEIdTACION D E A L G O R I T M O S D E S T I N A D O S A

L A I M P K E S I O N D E I M A G E K E S Y RESULTADOS

I N T R O D U C C I O N

M A T E R I A L Y METODOB

DATOS GENERALES Y TEXTOS

GFGYFICAS

I Y A G E N E S

I>lPLE!,IENTACION DE LOS ALGORIT?:OS

D I S C U S I O N

B I B L I @ G ? . P - F I A

C A P I T U L O *. I

INTRODUCCION.

2 2 5 9 6 4

La Ingeniería biomédica es una rama de apoyo a los procedimientos y estudios que se realizan cotidianamen- te en la clínica hospitalaria. En el presente trabajo se desarrolla un sistema de apoyo a la medicina nu- clear, que viene que de esta especialidad se desarrolla actualmente en el Instituto Nacional de Cardiología 'IIgnacio Chavezll . Este sistema cumple con dos funciones especificas, que son :

-> Presentar las imágenes impresas ya procesadas;

-> Incursionar en el campo de los estudios dinámicos, y para tal efecto, se desarrollo un sistema que tiene como objetivo lograr una captura de los eventos radiactivos sincronizada con eventos externos (ECG, tiempo, etc) pudiendo de esta manera tomar estudios dinámicos de primer paso y sincronizados.

Dicho sistema se apoya en:

Una Cámara de Anger,

Un convertidor de la información analógica a digital,

Un sistema de presentación de las imágenes (módulo de captura y despliegue CIUNA" INC) .

Un reloj programable de conteo decreciente,

Un detector de ondas QRS de la señal electrocardiografica, y

Una impresora Laser,

Además de esto, se desarrolló una programación adecuada que tiene como objetivo el adaptar todas estas partes del sistema a una computadora del tipo PC compatible con IBM. Dicha programación permite en primer término obtener información de la Cámara de Anger, y de esta manera poder manejar y manipular la misma. Se trabajó en forma simultánea en el desarrollo de un grupo de algoritmos destinados a la impresión de los reportes con información tabular, gráfica y con imágenes, en impresora laser.

La filosofía del sistema propuesto, está basada en la optimización de equipos existentes manteniendo tanto el desarrollo de equipo, como costos de programación, lo más bajo posibles, utilizando al máximo las facilidades que presentan las instituciones hospitalarias, en este caso el Instituto Nacional de Cardiología I1Ignacio Cha- vez!' mismo que gracias a proyectos anteriormente desa- rrollados, cuenta con un equipo de adquisición de seña- les, presentación e interpretación digital de imágenes, el cual sera utilizado como parte sustancial del siste- ma que se desarrolla: sin embargo cabe destacar que para la implementación del mismo, no se depende del mencionado equipo, ya que los algoritmos y programas desarrollados son independientes de cualquier componen- te físico, y en caso de sustituir cualquiera de las partes ó circuitos utilizados, la programación debe ser maificada en forma mínima.

Asimismo, se tiene como propósito el pretender profundi- zar en cada uno de los aspectos básicos del tema, de modo que el conocimiento adquirido pueda enriquecer futuros proyectos relacionados con el manejo y adquisi- ción de imágenes en este caso dinámicas.

Para poder procesar la información obtenida a partir de un sistema en una Cámara de Anger por medio de una com- putadora PC tomamos los siguientes criterios:

1.-

2.-

Un estudio estático, consistente en la capta- ción del evento radioactivo en un intervalo ya sea que esté definido por tiempo, o por número de cuentas, conformando una matriz, misma que contiene en cada uno de sus elemen- tos la información total de los eventos ra- dioactivos correspondientes al plano coordena- do del cabezal de la Cámara Anger.

Los estudios dinámicos se obtienen a partir de la captación, en forma de lista de los eventos radioactivos, guardando en está la história de tales eventos, que se plasma en el plano coordenado del cabezal de la Cámara Anger. Esta história de eventos radioactivos puede ser representada por medio de la re- construcción de imágenes, tomando como refe- rencia ya sea a intervalos de tiempo predefi- nidos, (estudios de primer paso) 6 a la señal electrocardiográfica (Estudios sincronizados).

C A P I T U L O .' I1

FUNDAMENTACION MEDICA Y PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA

INTRODUCCION.

La medicina ni Jclear es el r esultado d e la coni1 - ugación de las investigaciones que se llevan a cabo en numero- sas disciplinas que son independientes entre sí. Por lo que se requiere de una metodología sencilla, rápida, y que en la medida de las posibilidades, sea lo menos traumática y sin riesgos para el paciente.

Al conjugarse disciplinas de diferente indole, se debe buscar un objetivo en común, de manera que se pueda visualizar y cuantificar a los variados procesos vita- les que se suceden en el medio interno humano. Es en este sentido que para realizar un diseño no se debe descuidar en ningún momento el objetivo final (el pa- ciente).

En cuanto a la fundamentación teórica del sistema desa- rrollado, podemos decir que en la medicina nuclear, la adquisición de imágenes y los procedimientos clínicos, se fundamentan en la detección de la radioactividad que emite algún radionucleótido previamente introducido al sistema biológico de interes, siguiendo un proceso bio- químico que define una función orgánica en particular.

Es así que al comparar otras áreas de la clínica en las que tambien se requiere del manejo y la manipulación de las imágenes como se hace en forma cotidiana en la medi- cina nuclear, podemos decir por ejemplo que la radiolo- gía es una especialidad clínica eminentemente morfológi- ca, en cambio la medicina nuclear aporta una informa- ción básicamente bioquímica y de expresión fisiológica. El radiólogo puede obtener excelentes imágenes de las estructuras internas de un cadáver, pero el medico nu- clear requiere del hálito vital del paciente para lograr

las imágenes centellográficas de algún órgano, de las cuales únicamente pueden inferir los datos morfológicos a partir de la distribución regional de la magnitud de cierta función, misma que se evidencia gracias a los diferentes niveles de la radioactividad en el área ana- tómica que se explora.

Se puede considerar a la enfermedad como un transtorno de la bioquímica celular normal. Con el transcurso del tiempo, esta alteración bioquímica provoca alteraciones funcionales, que más tarde pueden causar cambios morfo- lógicos. Esta es la razón por la cual se dice que se tiene mayor sensibilidad en la medicina nuclear, en relación con la radiología.

Desde el punto de vista metodológico, los procedimien- tos de la medicina nuclear se pueden sistematizar den- tro de dos grandes grupos (procedimientos in vivo y procedimientos in vitro).

-> Los procedimientos IN VIVO, en los cuales el radio- núclido trazador se administra al medio interno del individuo con la finalidad de adquirir datos acerca de algún mecanismo biológico ya sea de indo- le funcional o de carácter bioquímico.

-> L o s procedimientos IN VITRO, en los que el radionú- clido trazador se agrega al cuerpo en estudio con el objeto de determinar la presencia o la concen- tración de alguna sustancia de interes.

La cardiología nuclear cuenta con una variada metodolo- gía IN VIVO que le permite adquirir información tanto cualitativa como cuantitativa acerca de numerosos ele- mentos de juicio clínico entre los que podemos mencio- nar:

-) Gasto cardíaco

-) Fracción de expulsión ventricular

-) Magnitud y distribución de la perfusión miocárdica y otras magnitudes 'también de interés.

En cuanto a los proceaimientos IN VITRO podemos decir que éstos ofrecen la posibilidad de medir con gran

sensibilidad y extraordinaria especificidad a la concen- tración en la sangre u otros tejidos de sustancias que juegan un importante papel de la reacción renina aldos- terona que son el efecto de algunos padecimientos car- diovasculares, que pueden tener su origen en las lesio- nes tisulares del corazón.

Entre los estudios que son cotidianos en un servicio de medicina nuclear, está el analizar precisamente la acti- vidad del corazón, específicamente la actividad muscu- lar (actividad miocárdica) de éste y para ello lo que se hace es ver una serie de imágenes paramétricas car- díacas.

LAS IMAGENES PARAMETRICAS CARDIACAS

La actividad regional miocárdica se puede evaluar cuali- tativamente mediante un análisis de los cambios de la forma y tamaño de las imágenes de las cámaras cardíacas durante un ciclo, evidentemente es necesario para ello apoyarse en la radioventriculografía sincrónica (serie de imágenes dentro de un ciclo cardíaco) con electrocar- diograma, y es en esta apreciación en la que nos apoya- mos para sostener que es una necesidad en un servicio como el de medicina nuclear, contar con un sistema de obtención de datos sincronizado a estimulos externos (en este caso ECG y tiempo). Siendo este el principal problema a solucionar y uno de los objetivos del presen- te traba j o.

Sin embargo hay un aspecto que debe tomarse muy en cuen- ta y es precisamente el cuantitativo, ya que es muy importante no descuidarlo, puesto que no basta adquirir los datos en la computadora, sino hay que tener también la capacidad de relizar una serie de cálculos, presen- tar algunos resultados, y ademas poder presentar las imágenes (el segundo objetivo a cumplirse). Es en este sentido que en la realización del presente proyecto se trabajó sin descuidar tal punto y más adelante se expli- cará cómo se logró presentar imágenes y algunos datos calculados para los cuales se requirió de la implementa- ción de una serie de algoritmos destinados precisamente a la captura de los datos; una vez que éstos estén en forma entendible para la máquina, se pueda hacer un manejo de los mismos.

Entre los aspectos de interés para el cardiólogo y en los que se debe poner atención estan:

-) la curva volumétrica del ventriculo y

-) el cálculo de su fracción de expulsión,

logrados por el mismo medio, ambos cálculos ofrecen indices de la función global del ventriculo.

El almacenamiento de la información que se adquiere durante la realización de una serie de ciclos cardia- cos, sincronizados con el electrocardiograma, es hecha en la memoria de un procesador digital, (esto se expli- cara más ampliamente en el capitulo 3 del presente tra- bajo) por lo que se oferece la posibilidad de generar imágenes paramétricas que representan inconográficamen- te la distribución regional de la magnitud de un paráme- tro fisiológico en particular. De esta manera, es posi- ble incrementar la resolución espacial del análisis fisiológiFo de los estudios con trazadores radioactivos.

La generación de imágenes paramétricas cardíacas puede ocasionar algunos problemas conceptuales por el hecho de que su interpretación fisiológica pueda no ser clara para alguien que desconozca del tema, motivo por el cual es importante aclarar algunos términos y conceptos.

El ventriculo izquierdo es una sola cámara y las dife- rencias cuantitativas regionales de una de sus funcio- nes, no son el reflejo del estado funciónal de alguna unidad básica, en el mismo sentido es que el análisis de la función regional pulmonar puede representar la función indivudual de los alveolos que conforman cada región. No obstante, las regiones ventriculares con hipocinesia se pueden manifestar por la disminución local de la fracción de expulsión en las unidades de imagen que la conforman, ya que en ellas son menos noto- rios los cambios volumétricos sanguíneos que hacen va- riar la radioactividad regional durante el ciclo cardia- co. De esta manera, el patrón de distribución regional de la fracción de expulsión es indicativo de la función de los segmentos parietales del ventriculo. Estos patro- nes contienen más información que los relativos al acor- tamiento radial del Ventriculo, porque se generan con datos tridimensionales a partir de los cambios de con- teo debido a las variaciones del volumen de sangre en la cámara cardíaca. L o s métodos radiológicos en cambio, se fundamentan en el acortamiento bidimensional de los radios de la cavidad.

Para la obtención de las imágenes paramétricas cardía- cas, se describen varios métodos, uno de ellos es el descrito por Line [19] en el cual cada elemento indivi- dual de la matriz representa el tiempo necesario para lograr la relación máxima en el cambio de conteo provo- cado por la entrada y la salida del trazador de la cáma- ra cardiaca. En una forma similar integró otra imagen que muestra la magnitud del cambio máximo de conteo en cada unidad de imagen asimismo debe ser posible desple- gar imágenes que muestran los eventos durante la sísto- le temprana o media.

El análisis de la información mediante la ecuación de Fourier [25] tambien se puede aprovechar con el objeto de construir imágenes paramétricas cardíacas. Por ejem- plo, existe el método de Siege1 [ 2 4 ] quien emplea el primer componente de Fourier para derivar una imagen funcional que representa un valor similar al volúmen por latido regional y otra imagen funcional de la fase del primer componente de Fourier, cuyas unidades mues- tran un valor que se relaciona con el punto medio entre la expulsión y la relajación.

Todos estos conceptos deben tomarse en cuenta para el diseño de la serie de algorítmos que van a apoyar al sistema que se instala, sin embargo, el grado de avance de los mismos es mínimo, ya que en una primera etapa se dio prioridad a la obtención y adquisición de imágenes siendo éstas manipuladas y manejadas en forma mínima.

EMPLEO DE LOS RADIOISOTOPOS EN CARDIOLOGIA

Desde el punto de vista histórico, el primer uso de trazadores radioisotópicos en el hombre se debe a Blum- gart (1972) cuando midió la velocidad de circulación al inyectar gas radón en un brazo contra1 lateral que se encontraba en el interior de una cámara de niebla.

Los estudios nucleares del corazón se dividen en dos grandes grupos: los estudios ESTATICOS, que toman una sola imagen de los lechos vasculares, y l o s estudios DINAMICOS, que toman imágenes secuenciales del primer paso del radiotrazador por las cámaras cardíacas o bien, mediante una computadora, se registran imágenes fraccionadas de un solo ciclo para que posteriormente, sean analizadas mediante los datos de la función del miocardio.

GAMAGRAFIA ESTATICA DEL CORAZON

Cuando se inyecta por vía endovenosa un material ra- dioactivo, cuyas propiedades físico-químicas le permi- tan quedar confinado al espacio vascular, sin difusión a los espacios extravasculares, es posible obtener imá- genes gamagráficas de los lechos sanguíneos. La diferen- cia de los volúmenes sanguíneos circulantes en cada órgano o tejido, produce el adecuado contraste entre sus respectivas imágenes que permite diferenciarlos, como el caso del corazón y sus órganos vecinos, espe- cialmente los pulmones y el hígado.

Las sustancias más utilizadas en la actualidad para estos estudios son el indio- 113 metaestable (113m In) que tiene la propiedad de unirse en el momento de la inyección a la transferrina plasmática y quedar marcado el espacio vascular o, incluso de preferencia, el Tecne- cio-99 metaestable (99m Tc) marcando eritrocitos o albú- mina humana. Unos minutos después de inyectada cualquie- ra de estas substacias, y una vez que han entrado en equilibrio de dilución con la sangre, es posible obete- ner las imágenes gamagráficas del corazón.

Frecuentemente en las miocardiopatías se observa dilata- ción global del corazón, pero en algunas circunstacias, la dilatación es exclusiva o se acentúa en una sola cámara.

De la misma manera en el derrame pericárdico, la separa- ción de las imagenes del corazón y los pulmones es en toda la periferia cardíaca.

La radioactividad debe abandonar el ventriculo izquier- do en un tiempo de 3 a 4 segundos: tiempos mayores indi- can insuficiencia aortica o aneurisma ventricular.

En general en el tiempo de tránsito del radioisótopo en todos los segundos del sistema cardiopulmonar, son indi- cativos de insuficiencia cardíaca.

Cuando se desea estudiar en particular arritmia izquier- da, el origen de los grandes vasos y del tabique inter- ventricular, es preferible practicar otro tipo de estu- dios o en posición oblicua izquierda anterior u oblicua izquierda lateral. Es por este motivo que en las prue- bas cotidianas de medicina nuclear, se toman las

imágenes en tres posiciones para cada paciente, y estas son, una antero-posterior, una oblicua izquierda ante- rior (a 4 5 grados) y una lateral izquierda (oblicua a 70 grados)

ESTUDIO DE LA PERFUSION DEL MIOCARDIO

La perfusión del músculo cardíaco puede evaluarse me- diante la inyección directa intracoronaria o mediante la administración intravenosa de varios radionúclidos.

La irrigación regional del miocardio puede valorarse mediante la administración intracoronaria de partículas radiactivas como los macrogregados o las microesferas de albúmina en dósis menores de 50 mil, partículas por cada inyección. Se puede incluso, inyectar en coronaria izquierda partículas marcadas con un radioisotopo y coronaria derecha con otro diferente lo que permite visualizar la distribución coronaria basal y cuantifi- car los colorantes que se van de una región a otra. Estos procedimientos, sin enbargo, son invasivos y se utilizan para casos especiales, entre los que se desta- ca la inyección transoperatoria de partículas en los puentes vasculares para el estudio de revascularización del miocardio.

Algunos trazadores radiactivos como el potasio, el rubi- dio, el cesio, el talio y el amonio se distribuyen en muchos órganos en dirección directa a su circulación regional y se utilizan como método no invasor para la obtención de imágenes de perfusión regional de miocar- dio.

Estos elementos radiactivos monovalentes y en estado iónico se redistribuyen'rápidamente después de su admi- nistración, pero el tiempo que transcurre para que esta distribución produzca disminución en el contraste de la imagen es suficientemente largo para practicar estudios gamagráficos habiéndose determinado un tiempo aproxima- do de 90 a 120 minutos para el potasio, y 400 minutos para el talio.

En el servicio de medicina nuclear del Instituto Nacio- nal de Cardiologia, se tiene preferencia para la reali- zación de l o s estudios estáticos el utilizar como

radioisótopo al talio 201 mismo que tiene la cualidad de ser confundido con el potasio por lo que gracias a dicha cualidad este elemento penetra en la célula mio- cárdica normal. Los defectos producidos por isquemia, alteración de la célula o de los vasos coronarios en zonas de infarto, se presentan en el gamagrama como sitios de ausencia de radioactividad esto es debido a que el talio 201, sigue una via metabólica igual a la del potasio y su concentración en el miocardio depende de la presencia de transporte activo de sodio, potasio 6 ATP; así como la concentración intracelular de catio- nes y del flujo regional del músculo.

Todas estas condiciones están importantemente disminuí- das en los casos señalados lo que produce la imagen negativa que es precisamente en la que se apoya el espe- cialista para su diagnóstico.

Hay que tener en cuenta que en el apex puede verse lige- ra disminución en la concentracion del Talio 201 por ser esta la pared en este punto más delgada que en la pared del ventriculo izquierdo. Si se sospecha un cam- bio permanente en la perfusión, como sucede en el infar- to, el talio se administrara al paciente estando éste en reposo.

Si por el contrario, se desea medir la capacidad de la circulación coronaria, se practicará un estudio en en el cual se somete al paciente a ejercicio controlado por monitoreo electrocardiográfico hasta llegar a un punto de angina, o a la máxima frecuencia cardiaca pre- determinada o cuando aparece intensa fatiga. En este momento se inyecta el talio 201, luego se prolonga el ejercicio por 30 segundos más y se realiza el gamagrama (captación). Este estudio pondrá de manifiesto con gran sensibilidad el sitio y el grado de la isquemia. Una vez obtenidos los primeros estudios, se pone al pacien- te en reposo y después de un tiempo dado, (aproximada- mente 4 horas después de la inyección de la sustancia radiactiva) se repite el gamagrama (lavado) , con el objeto de registrar la redistribución del talio en las imágenes en reposo.

La gamagrafía con talio durante el ejercicio es mucho más sensible que el electrocardiograma de esfuerzo para detectar la enfermedad coronária. La primera tiene una sensibilidad y especificidad de un 85 a un 90% en tanto que la segunda es de un 60 a un 70%.

Sin embargo, en el servicio de medicina nuclear, no se apoya el diagnóstico únicamente en la observación de las imagenes, sino también se pretende obtener una se- rie de parámetros a traves de las imágenes y medidas, que estan en relación con la actividad miocárdica, esto es posible gracias a la implernentacion de algunos algo- ritmos en los cuales se evalúa radialmente (cada 6 gra- dos) las diferentes tonalidades de gris que estan en relación directa con la cantidad de radioisotopo con que impregna el músculo. A partir de estas imágenes, se obtiene una gráfica.tabular con cada una de ellas (ante- ro-posterior, oblicua a 4 5 grados, oblicua a 7 0 grados) tanto en captación como en lavado, y posteriormente se procede a restar ambas curvas para obtener la de dife- rencia, que es en muchos casos el parámetro cuantitati- vo, en el que se apoya el diagnóstico, por lo que el sistema además de hacer estos cálculos, debe ser capaz de presentar un reporte en el cual se presenten las gráficas y en la medida de las posibilidades poder tam- bién presentar las imágenes de la manera más sencilla posible y es este el tema que se abordará en el capitu- lo quinto.

'S

C A P I T U L O I11

ORIGEN DE LAS IMAGENES Y PROCESOS DIGITALES EN MEDICINA NUCLEAR

I

INTRODUCCION

Cada fotón gamma que incide sobre el cristal detector de la cámara de centelleo produce una pareja de pulsos eléctricos. La información acerca de las distribuciones temporal de estos pulsos y espacial de las magnitudes de sus voltajes se transfieren a la computadora por medio de un interfase o circuito de conexión. Para es- to, la cámara de Centelleo aporta las tres señales con * 7 1 . ., las que opera el o'sciloscopio que documenta la imagen: dos pulsos de voltaje (pulsos x y), cuya magnitud es proporcional a los valores de las coordenadas X y Y del isc punto en donde se efectuó la integración del fotón gam- ma con el cristal detector y un pulso digital (pulso z ) , que sirve para indicar la ocurrencia del evento.

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t% 5 z tl Los pulsos x y y pasan a dos convertidores analógico-di- gitales (A/D), cuya operación se acciona por el pulso I3 c.

z . Cierto tiempo después de la ocurrencia del pulso z , . I @ r;: a la salida de cada convertidor, aparece un número digi- E $ tal que es proporcional al voltaje que hubo en su entra- o x <- da en el momento en el que el pulso z inició la conver- i q sión . La longitud de este periodo se llama tiempo de E &L conversión . Cuado la conversión termina se genera un pulso que indica a la computadora que existe un dato válido a su entrada.

El convertidor no puede aceptar datos nuevos mientras efectúe una conversión. Por lo tanto, si durante ese periodo ocurre otro. evento, el sistema no lo registra. La eficiencia de un convertidor se mide en

relación con la fracción de cuentas que pierde una cier- ta frecuencia de eventos. Usualmente, esta fracción es del 10% cuando la frecuencia es de 200 O00 eventos/s. Esto quiere decir que se requieren convertidores con tiempos de conversión del orden de 2.5 millonésimas de segundo.

L o s convertidores también se caracterizan por su resolu- ción . Esta se mide en bits e indica el tamaño de la palabra a la salida del convertidor. A s í un convertidor de 8 bits (1 byte) de resolución genera un número entre O y 255 para cada voltaje dentro del intervalo permiti- do, uno de 1 0 bits, entre O y 1023, etc. Es obvio que entre mayor es la resolución, también es mas grande la exactitud con la que se define la posición del punto de incidencia del fotón sobre el cristal detector. Sin embargo, en vista de la resolución relativamente baja de los detectores de la cámaras de centelleo, la cual es de 1 a 2% del diámetro del cristal, puede bastar con la resolución del convertidor sea de 8 bits, la que corresponde a una resolución cercana de 0.5% del diáme- tro del cristal.

ALMACENAMIENTO DE LA INFORMACION

Existen dos modos básicos para almacenar la información que la computadora recibe desde la cámara de centelleo: en la forma de l1listal1 y la forma de llmatrizll.

Modo de lista. En éste, los números correspondientes a las coordenadas X y Y simplemente se almacenan en el mismo orden en que arriban a la computadora. El conver- tidor notifica a la computadora cada vez que exista un par de coordenadas listo para ser transferido y la com- putadora le da tiempo a la interfase para situar nuevo datos en la memoria (buffer) que especifica el programa para la adquisición . Por medio de un interruptor, la interfase notifica a la unidad cetral de procesamiento cuando el I1buffeP se satura de datos con lo que termi- na la operación de adquisición de información. La velo- cidad de la captura se limita por la de transferencia del procesador hacia la memoria magnética. Para dismi- nuir la pérdida de información es útil contar con un segundo llbufferll.

Cada cierto tiempo por lo general, cada 10 ms se inter- cala una marca de tiempo en la lista de pares de coorde- nadas. Similarmente, se pueden insertar n marcas que indiquen la ocurrencia de eventos fisiológicos, tales como el extremo del complejo QRS del electrocardiogra- ma. Tanto las marcas de tiempo como las de eventos fi- siológicos se utilizan en el procesamiento ulterior de la información.

I

Este modo de computar permite realizar los análisis más complejos de la variación temporal de la distribución de los trazadores radiactivos en los estudios de su primer paso por una región orgánica.

Modo de matriz: Esta forma de captura de la información se integra en una o en más matrices, las cuales se pue- den desplegar en la pantalla de video conforme se van formando. Este modo de acumulación de los datos también se emplea en una o en más etapas del procesamiento de la información que se captura en la forma de lista.

Para acumular la información en la forma de una sola matriz estática el procesador emplea cada pareja de coordenadas para apuntar a una celda de la porción de la memoria en la que se efectúa la acumulación. A conti- nuación, lee el número que registra la celda, el cual indica el número de eventos acumulados en ese lugar, lo incrementa en una unidad y transfiere de nuevo a la misma celda. La evolución de la imagen se puede obsevar si la memoria en la que se realiza la acumulación se presenta en la pantalla de video.

De manera semejante, se pueden formar matrices sucesi- vas de la distribución'del radionúclido, en la región en estudio. En este caso, cada matriz captura la infor- macion en un intervalo distinto de la misma duración. Cada matriz de la serie ocupa una región diferente de la memoria de acumulacion.

También se pueden capturar matrices en forma sincrónica con algún evento fisiológico. Por ejemplo, se pueden capturar 16 o mas matrices del área cardíca, en forma sincrónica con el electrocardiograma del paciente.

Cada una de las matrices acumula la información que se logra durante un periodo igual a 1/16 ciclo cardíaco.

En el caso de la acumulación de la información en la forma de matrices, interesa tanto la resolución de la matriz, como el número máximo de eventos que se pueden acumular en cada celda de la memoria de la matriz. La dimensión máxima de una matriz que se puede formar con los datos que se generan en una cámara de centelleo está determinada por la resolución de los convertidores A/D de la interfase entre la cámara y computadora.

En el caso de los convertidores comunes de 8 bits, la matriz puede tener un tamaño de 256 X 256 elementos de memoria. Es sencillo generar matrices de menor resolu- ción con los mismos datos, lo cual tiene la ventaja de que cada imagen ocupa una porción más reducida de la memoria. De esta manera la misma región de ésta se pue- de ocupar por una matriz de 256 x 256, por cuatro matri- ces de 128 x 128, por diecisés matrices de 64 x 64, etc.

El número máximo de eventos que se pueden acumular en cada celda depende de la longitud en bits o "profundi- dad" de la memoria. Si la profundidad es de 16 bits, se pueden acumular 65 535 cuentas por celda, que son dema- siadas para cualquier tipo de estudio. sistemas para la medicina nuclear tienen acumulación con profundidades intermedias, de profundiad, que permiten almacenar 1023 celda.

L o s diversos memorias de de 10 bits eventos por

t

Despliegue de la información: Una imagen digital es la que se puede formar con información digital. La imagen se integra con puntos luminosos, cuya intensidad de luz sólo puede tomar valores discretos. Su calidad la deter- minan las resoluciones espacial y luminosa.

La resolución espacial se refiere a las dimensiones de la matriz de puntos que integran la imagen; mientras que la resolución luminosa indica el número de niveles de intensidad de luz o el número de colores distintos que puede tomar un elemento dado de la matriz.

Los sistemas actuales para procesamiento de imágenes emplean la generación de estas en la pantalla de video.

Una imagen de televisión se forma con un máximo de 525 lineas luminosas que un haz de electrones inscribe en la pantalla a razón de 30 veces/s. La distribución de intensidad luminosa a lo largo de cada linea resulta de la variación temporal de la señal de video que transmi- te el cañón de electrones.

En el caso de la televisión a color las líneas son inscritas por tres haces electrónicos (uno por cada color primario). El funcionamiento de una televisión requiere además, de una señal de sincronización misma que controla el movimiento del haz electrónico durante su barrido por la pantalla. Las señales de video que dan lugar a una imagen en la pantalla, pueden llegar desde una antena captadora, grabadora, o en el caso que nos interesa de un circuito que genera la señal a par- tir de información digital.

La generación de una imagen digital en una pantalla de televisión implica que el haz electrónico únicamente ha de encenderse en ciertos puntos de su recorrido, por cada linea de intensidad del haz sea una cantidad dis- creta en cada uno de ellos. En estas condiciones es posible rastrear los valores en la matriz de una memo- ria digital y reproducirlos con la misma geometría como puntos luminosos en la pantalla de video, de tal manera que la intensidad de cada punto luminoso represente el valor del número presente en la celda correspondiente a la memoria.

La resolución vertical de un sistema de despliegue en la pantalla de video está limitada por el número máximo de líneas que forman una imagen en la televisión nor- mal. Sin enbargo en la práctica generalmente no se usan todas las líneas de la pantalla, ni en cada una se des- pliega información distinta. Por ejemplo en un sistema de resolución vertical de 256 lineas, cada una de las imagenes se forma con dos de la pantalla, de tal forma que las 525 lines disponibles solo que se emplean

2 x 256 = 512

La presentación de la memoria digital en la forma de una imagen de video requiere que la información numéri- ca de la memoria se traduzca a nivel de voltage para que el aparato de video lo transforme en un nivel lumi- noso. Tal hecho se consigue por medio de un convertidor digital analógico ( D / A ) , el cual se alimenta con infor- mación numérica binaria y produce un voltaje a su sali- da que es proporcional al número.

Para generar la imagen es necesario que la lectura de la información presente en la memoria digital sea sin- crónica con el barrido del haz electrónico en la panta- lla de video. Esto es, que cada vez que el haz electró- nico pasa por un punto de la pantalla, se lee la celda correspondiente en la memoria digital. El número que se lee pasa por el convertidor digital analógico y genera un voltaje que determina la brillantez del punto en la pantalla.

Este esquema impone condiciones de rapidez tanto sobre la memoria como sobre el convertidor D / A , ya que la imagen se integra con un número elevado de puntos y cada uno de ellos debe ser inscrito en la pantalla a razón de 60 veces por segundo. De este modo, en el caso de una imagen de 256 x 256 puntos, que se refrescan 60 veces/s el convertidor D/A únicamente cuenta con:

1/(256 x 256 x 60 ) = 1/3932160 S

para realizar una lectura de memoria. Para imágenes con el doble de esta resolución y misma frecuencia de re- fresco, el tiempo de conversión y lectura es cuatro veces menor si se emplea el mismo esquema para generar la imagen . Estas velocidades sólo se logran a un costo muy elevado, pero se han ideado esquemas mas complica- dos que el descrito pero requieren de componentes menos rápidos y menos consosos.

PROCESAMIENTO DE LAS IMAGENES

El procesamiento digital de las imágenes tiene como objetivo facilitar la observación de las mismas. En algunas ocasiones puede ser indispensable para seleccio- nar las áreas de interés para la extracción de paráme- tros. En general durante el proceso de las imágenes no se añade ni se quita información, únicamente se modifi- ca. El carácter aleatorio de la emisión radiactiva re- sulta en imágenes con apariencia granular. Este aspecto se puede eliminar mediante procedimientos de I'aislamien- to de las imágenesll que reducen las variaciones espacia- les para mas rápidas que la intensidad luminosa.

El alisar una imagen equivale a verla fuera de foco. La manera más sencilla de lograrlo es mediante la promedia- ción ponderada de la información de cada elemento de imagen con los 8 elementos que los rodean. De esta mane- ra la luminosidad de cada elemento corresponde al prome- dio de la intensidad de este con la de sus vecinos. Sin embargo, la eliminación de altas frecuencias de la imá- gen afecta los detalles de la misma, lo que obliga a buscar un compromiso entre cantidad de ruido residual y grado de atenuación de los detalles de la imagen. Este procedimiento se utiliza como parte del suavizado y condensado de las imagenes.

Otra de las utilerías existentes en el sistema es el de aumento de contraste el cual se emplea en imágenes que muentran diferencias muy pequeñas en la intensidad lumi- nosa, entre sus distintas regiones en relación con la de fondo. En principio las escalas utilizadas son de forma lineal, sin embargo el programa nos dá la posibi- lidad de aplicar escalas logarítmicas o exponenciales, asi como sigmoidales tomadas éstas en forma positiva o negativa.

Pese a que el ojo humano tiene un rango dinámico limita- do para poder observar diferentes niveles de gris (30 dB), los sistemas digitales en uso se pueden manejar 256 (si el tamaño ó la profundidad, de la imagen es de 8 bits), 6 128 para 7 bits (caso practico). Sin embargo toda esta información la tenemos dispuesta para poder manejarla .

ESTUDIOS DEL PRIMER PASO DEL TRAZADOR.

Un estudio de primer paso del trazador por la circula- ción central muestra la dependencia temporal en número de cuentas en una ó más regiones de interes durante un lapso que sigue a la inyección del trazador. Dependien- do de la velocidad de distribución del trazador en la región en estudio, la información se puede capturar por medio de una matriz o un listado (caso implementado). En los casos en los cuales la distribución ocurre en pocos segundos (radioangiocardiografia), la bibliogra- fía aconseja la captura en forma de lista. [l].

Existen tres parámetros importantes en la obtención de este tipo de estudios:

- tiempo de captura - duración del cuadro - tamaño de la matriz

la forma como se manejan estos parámetros, es tomando un estudio completo, muestreando ó mandando marcas a nuetra lista a razón de 20 por segundo (frecuencia gene- rada por el reloj interno de la PC) de esta manera a la hora de reconstruir las imágenes, podemos elegir la duración de cada cuadro; el tamaño de la matriz será constante para todos los cuadros y dependiendo del núme- ro de cuentas que se suscitaron en el intervalo escogi- do la imagen será mas clara ó no.

La selección de la definición espacial (32 x 32, 64 x 64 ó 128 x 128), requiere un compromiso entre el conteo por elemento de imagen y la definición espacial.

Es importante hacer notar que el tamaño de la matriz la podemos variar, ya que l o s sistemas digitales comercia- les no ofrecen opciones al respecto. También cabe desta- car que a mayor finura de la resolución espacial se requiere de un espacio de memoria más grande.

Para complementar este sistema es necesario implementar nuevos algoritmos que nos permitan seleccionar y marcar áreas específicas para, de esta manera, poder mantener una relación del paso del trazador con el transcurso del tiempo. A apartir de la posición de los máximos obtenidos se deben calcular los tiempos de tránsito entre las diferentes regiones de la circulación cen- tral. En algunos estudios será tambien necesario efec- tuar sobre las curvas de operaciones, ajustes de la distribución de la misma a una función gama variada [2].

2 2 5 9 6 4 ESTUDIOS SINCRONIZADOS CON EVENTOS FISIOLOGICOS

En este tipo de estudios se emplea el carácter periódi- co de las señales fisiológicas para extraer del cúmulo de imformación adquirida durante el estudio, la más relacionada con el fenómeno que da origen a la señal que se emplea, en el caso de la cardiología es de impor- tancia particular la señal electrocardiográfica; pero también se utilizan señales derivadas del ciclo respira- torio.

En esta clase de procedimientos se requiere de aditamen- tos detectores de la señal fisiológica que produzcan señales digitales ó entendibles por la computadora.

Lo anterior será ampliamente explicado en el capítulo siguiente.

C A P I T U L O IV

SISTEMA PARA MANEJAR INTERRUPCIONES, GENERADAS POR UN RELOJ PROGRAMABLE PARA UNA IBM PC

INTRODUCCION:

Este sistema está basado en el Circuito Integrado 81C111 8253, de la intel el cual es un reloj programable, que consta de 3 contadores descendentes, mismos que a su vez tienen 5 modos de operación. Estos contadores tie- nen para su control 3 patitas independientes para cada uno de ellos, dichas patitas son:

- una entrada de reloj,

- una salida para interrupción y

- una entrada de control denominada Ilgatell,

como puede apreciarse en la figura #l.

Este contador externo se utiliza para mandar interrup- ciones a la PC cada determinado tiempo según se desee, y se podrá sincronizar con una señal originada por el ECG, que además marca la existencia de otra interrup- ción. Con estas dos interrupciones se marcan dos even- tos diferentes en la lista de eventos radiactivos suce- didos en la superficie del colimador de la cámara de centelleo.

FUENTE ---- > GAMA CAMARA 8253 EXTERNO ------ I \ / ""- > COORDENADA ---> CAD---> ------

X PC

Las interrupciones originadas por el C I 8253 correspon- derán a las imágenes deseadas por ciclo cardíaco, las cuales se pueden escoger según la necesidad.

A l darse las interrupciones, éstas se escribirán en la memoria de la máquina en forma de apuntador a la lista que contiene las coordenadas del evento radiactivo que se dió en el cabezal de la cámara de centelleo. Una de las ventajas con que cuenta este sistema es que precisa- mente el reloj se puede sincronizar con otro evento por medio de la habilitación de otra interrupción, (en este caso el ECG) .

La interrupción con la cual estamos trabajando (ECG) nos llega por medio de un detector de QRS que a su sali- da nos entrega una señal compatible TTL, misma que al sucederse, se escribirá en la memoria de la máquina en forma de apuntador a la lista del evento, para que a continuación proceda a deshabilitar y en forma casi simultánea a habilitar un nuevo pulso de reloj, para que de esta manera se dé el efecto de sincronización, con la ventaja de que todo esto se logro mediante pro- gramacion, reduciendo así al mínimo la circuitería.

La manera de captar los diferentes eventos, en este caso los originados por el ECG y el reloj ( C I 82531, es la siguiente:

LISTA 1

x 1 LISTA 2 Y 1

DE QRS ----- > Y 2 1 [X 21 <"""""" OCURRENCIA --> X 2

x 3 EVENTOS Y 3 RADIO-

OCURRENCIA --> X 4 ACTIVOS

DE TIEMPO N [X Al DE UNA MARCA-> Y 4

""

X N LISTA 2 <----- Y N 1 [x 41

N [X NI bt't-

La lista de los fenómenos radiactivos es obtenida a la _ , j

.&'

salida de una Cámara de Anger marca Ohio nuclear modelo ~i., . .

100-12, de la que se adquieren las coordenadas x,y me- diante convertidores A/D de 8 bits mismos que tienen un

.*k. ."*

. ,S'

i *

tiempo de conversión de 1 microsegundo. 1. . .. ,. u

El modo de programar tanto el 8253, como el controlador S,!., ."

de interrupciones 11825911 que es el encargado de habili- tar las interrupciones deseadas, es como sigue :

3 - 'LL

. , ..

3 . . - I

!\> . c-.

i ' , 1

FUNCIONAMIENTO DEL 8253:

Para la selección del CI, se cuenta con las patitas CS (Chip Select ó selector del CI) y A0 - Al las que van conectadas directamente al canal de direcciones de la PC.

La patita CS, es obtenida de la decodificación de las señales A2 a la All del canal de direcciones y de las señles provenientes del canal de control IOW(Escritura a puerto), IOR (lectura de puerto) y AEN (habilitación de dirección).

De lo anterior tenemos la posibilidad de seleccionar cuatro puertos de los cuales tres son destinados a cada contador y el otro viene a formar parte de la palabra de control.

La palabra de control consta de un byte y en ella se detalla lo siguiente:

1.- El contador que se va a progrmar.

2.- ~1 modo en el cual va a trabajar el contador seleccionado.

3.- Si el número al cual va a cargarse el conta- dor es de dos bytes o uno solo, (debido a que el contador es de 16 bits)

4.- Si el número al cual se va a cargar es de un solo byte entonces se especifica si este es en la palabra de 16 bits, el byte menos signi- ficativo o el más significativo.

A continuación presentaremos en forma de tablas la es- tructura de la palabra de control así como el funcióna- miento detallado de cada modo y el funciónamiento de la compuerta en cada uno de éstos.

COMPOSICION DE LA PALABRA DE CONTROL DEL 8253:

La composición de los bits de la palabra de control es la siguiente:

TABLA #1

Orden de los bits en el byte:

BITS

7,6

FUNCION

Seleccionan el contador según la siguiente tabla:

7 6 contador

O 0 O o 1 1 1 0 2 1 1 ilegal

Seleccionan el tipo de carga del número del contador, segun la siguiente tabla:

5 4 función

O O lectura del CI mediante un buffer interno O 1 lectura del byte menos significativo 1 O lectura del byte más significativo 1 1 lectura de 2 bytes, primero el menos

significativo y despues el más significativo

3,211 Seleccionan el modo de operación según la siguiente tabla:

3 2 1 modo

O 0 0 O O 0 1 1 O 1 0 2 o 1 1 3 1 0 0 4 1 0 1 5

O Selecciona el tipo de conteo:

O binario 1 BCD

MODOS DE OPERACION DEL 8253:

TABLA # 2

Modo O ( Interrupción al terminar el conteo ) :

En este modo, empieza el contador a partir del número cargado I1nl1 y al llegar el contador a O, la salida de éste, cambia de estado bajo a alto y se detiene el proceso.

Modo 1 ( Un disparo programable ) :

En este modo, se genera un pulso cuya duración es igual a tlnll pulsos de reloj , donde tlnll es el número que cargó al contador.

Modo 2 ( Generador de pulsos )

Este modo, empieza apartir del número ttntl I Y se genera un pulso de ancho igual a un período del reloj. Al llegar a cero el proceso continúa.

Modo 3 ( Generador de onda cuadrada ) :

Este modo, genera una onda cuadrada con un período tintu donde n es el número del contador, a este modo se le denomina como contador dividido entre n (f/n) donde f es la frecuencia de entrada del reloj.

Modo 4 (disparado via softwere ) :

En este modo el contador empieza a partir del número cargado llnll y al llegar éste a O el contador, genera a la salida un pulso igual a un período del reloj que a su vez detiene el proceso.

Modo 5 ( Disparado via alambrado ) :

Este modo es similar al anterior sólo que el el disparo es realizado por medio del alambrado, mediante la introducción externa de una señal a la compuerta.

Cabe destacar que todos los modos empiezan a contar a la subida de la señal WR.

-- - c- 825318253-5 PROGRAMMASLE INTERVAL TIMER

m MCS-85" Compatible 8253-5 m Count Binary or BCD

m 3 Independent 16-811 Counters m Single + 5V Supply

m DC to 2 MHz

m Programmable Counter Modes m 24-Pin Dual In-Llne Package

PIN CON: GURATION BLOCK D I A G R A M

PIN NAMES

-

(o

-+- -g i

I I 4

T"

I r

3; r

. " r- I

I

I u-

.

"

T I !

"1

La compuerta tiene funciónes diferentes que dependen del modo de funciónamiento antes explicado

Esto se muestra en la siguiente tabla.

TABLA #3

TRANSICIONES DE LA COMPUERTA

Nivel Bajo Flanco Nivel Alto o transición Ascendente a bajo

Modo O Deshabilita """""

la cuenta Habilita la cuenta

Modo 1 ---------- 1) Inicializa """"_ la cuenta.

2) Deshabitita la cuenta despues del siguiente reloj .

Modo 2 1) Deshabilita la cuenta.

la salida en alto.

2) Pone la

Modo 3 1) Deshabilita la cuenta.

la salida en alto.

2) Pone

Modo 4 Deshabilita la cuenta.

Modo 5 """""

Inicializa la cuenta.

Inicializa la cuenta.

""""""

Inicializa la cuenta

Habilita la cuenta.

Habilita la cuenta.

Habilita la cuenta.

De lo anterior hay que mencionar que para progaramar cada contador, estos requieren palabras de control mis- mas que no afectan el funciónamiento de los otros, si es que se da el caso de que estén en funciónamiento. Tampoco se requiere un orden para programar cada reloj, es decir es indistinto programar primero el #2 y luego el #l.

."F r : '

La manera de desactivar cualquier contador es por medio de una palabra de control, puesto que al haberse leído ésta, la salida se va al estado alto.

INTERCONECCION CON LA PC:

La manera de escribir en los puertos, o en cada conta- dor la palabra de control es por medio de la función OUT en el lenguaje ensamblador del 8088 ó por medio de la función port[n] en turbo pascal, esto se explicará con más detalle en la parte de programación.

Existen dos maneras de leer los contadores sin alterar su funciónamiento, y esto es como sigue:

1.- Mediante el uso de un buffer físico externo.

2.- Mediante los bits 4 y 5 de la palabra de con- trol con 0 0 , que marca la habilitación del buffer interno, junto con los bits '6 y 7 para seleccionar el contador (esto se detalla en la tabla #1).

La PC cuenta con los puertos que van de 3EOh a 3EFh que son los destinados de escoger el puerto del reloj del 8253 y sus contadores.

Los puertos que van del 3EOh al 3E7h son utilizados por un convertidor Anológico/Digital, que es el encargado de la obtención de las coordenadas XY de las imágenes obtenidas por el colimador de la gamacámara.

Por simplicidad, para seleccionar el contador cero hace- mos que las líneas A0 y A l sean 0 0 , con esto es posible seleccionar los puertos 3E8h al 3EBh, que a su vez nos permiten direccionar los contadores y la palabra de control.

De lo anterior se puede ver que por medio de lo realiza- do en el circuito #l. en donde el conjunto de CI1s de la familia TTL 7 4 l (130,104,100,132) forman una lógica conbinacional la que nos sirve para decodificar la señal CS, de los puertos 3E8h al 3EBh.

El circuito '93 de la misma familia, es un contador binario que se utiliza para dividir la frecuencia del reloj que en nuestro caso es de 4 .77 Mhz. a una frecuen- cia de reloj máxima de 596250 Hz que además está dentro de los límites marcados por el fabricante (frecuencia <= 1.5 mHz). de dicho circuito.

En este caso se requiere que que el reloj trabaje en el modo #3 (generador de onda cuadrada con frecuencia divi- dida entre llnll) para que de las imágenes deseadas por ciclo.

El rango dado por el reloj para la frecuencia de opera- cion (596250 Hz.). Con un rango de frecuencias cardía- cas extremas (120 lat/min y de 6 0 lat/min) se verá el número de imágenes por ciclo con el cual vamos a con- tar. Cabe destacar que si se toma un número máximo de reloj, (N = 65535) esto corresponde a la frecuencia de salida (modo 3) más baja, y la frecuencia de salida más alta que corresponde a N = 1 tenemos lo siguiente:

el número del reloj está dado por:

N = 696250 * (60 / FC ) / (#imageries por ciclo)

con N definido como el número del reloj.

por lo que el número de imágenes por ciclo esta dado por:

Número de imagenes por ciclo = 596250 * (60 / FC ) / ( N )

sustituyendo valores tememos:

Número de imagenes por ciclo (FC=120,N=65535) = - 5 Número de imagenes por ciclo (FC=120,N=l) = - 298125 Número de imagenes por ciclo (FC=60,N=65535) = 9

Número de imagenes por ciclo (FC=GO,N=l) = - 596250

Por lo que vemos que nuestro límite superior no tiene ningún problema ya que un estudio con esta cantidad de imágenes por latido es inusual, siendo de esta manera, nuestra única limitante la cuota inferior que para un estudio muy lento, dio mas o menos 5 imágenes por lati- do.

Para una frecuencia cardíaca promedio de 72 lat/min tenemos un número de imágenes por ciclo de:

#imágenes por ciclo (FC=72,N=65535) = 7

De lo que podemos concluir que los resultados obtenidos están en los límites de lo aceptable ya que, si tomamos como parámetro el sistema anteriormente implementado en el Instituto que era capaz de hacer estudios de 16 imá- genes por ciclo (sin tener la posibilidad de variar) nuestro sistema puede obtener imágenes que van desde 7 hasta 596250 (caso inusual).

2 2 5 9 6 4 Para un manejo óptimo de este contador externo se recu- rrió a programación de alto nivel como lo es el turbo pascal, en el que se implementó un procedimiento desti- nado a asignar como parámetros el número del contador que deseamos habilitar con el número que se quiera car- gar, todo esto se logra en base al modo de funciónamien- to #3. Este procedimiento es como sigue:

PROCEDURE Actirel(num-cont:byte;numero:word);

Begin port[$3eb]:=$36 +( num cont shl(6)); { palabra de

control que especifica el modo #3, y carga de dos bytes a la vez tomando en cuenta que se carga el byte menos significativo y después el más significativo }

port[$3e8+num_cont]:= lo (numero) ; port[$3e8+num-cont]:= hi (numero) ;

End ;

En este procedimiento podemos observar que la manera de cargar cualquier número a uno de los tres contadores es mediante el modo de carga de dos bytes, y esto se logra leyendo un byte a la vez (primero Lowbajo y luego High - alto), y no usando directamente la función portw[puer- to], que dá el modo de escritura al puerto que se espe- ra, ya que se presentan problemas de paridad de tiempos entre el bus de datos, turbo pascal y el CI.

En la PC existe el 8253, del que se utilizan sus tres contadores como se denota a continuación:

CONTADOR -> FUNCION

O -> marca la frecuencia del reloj de tiempo real

1 -> éste se utiliza para el refresco de la memoria

2 -> generador de tono

Estos contadores están asignados en los puertos 40h, 41h y 42h respectivamente, y su progrmación o sea la palabra de control en el puerto 43h.

El contador #O del 8253 interno, es el que utilizado por el sistema operativo para habilitar la interrupción #O del 8259 (controlador de interurpciones programable) y de esta manera se logra marcar la hora del sistema.

De lo anterior podemos decir que el sistema nos dará las marcas para realizar estudios de 7 imágenes por ciclo cardiac0 como mínimo, es asi que para poder com- pletar el funciónamiento hace falta implementar las interrupciones generadas por dicho reloj junto con las del detector de QRS. Este trabajo sin embargo lo reali- zará el controlador programable de interrupciones 8259 que pasamos a explicar juntamente con las interrupcio- nes del 8088.

INTERRUPCIONES EN LA PC, (8088).

Las interrupciones del 8088 son de tipo vectorizadas, esto quiere decir que en las localidades de memoria de la OOOOOh a la 003FFh están los 256 apuntadores cuyo tamaño es de 4 bytes, mismos que apuntan a las diferen- tes rutinas de atención a éstas.

Para poder saber dónde se encuentra el apuntador en la lista, teniendo como dato el número de interrupción, lo que se hace es multiplicar éste por cuatro.

Existen dos tipos de interrupciones (INTR - MASCARABLES y las MNI NO MASCARABLES) las que se manejan por medio de dos patitas del 8088.

Para explicar la diferencia entre estas dos interrupcio- nes, explicaremos primero la mecánica o los pasos que se dan al activarse la señal INTR del CI con el que se está trabajando.

1.- Al término de la instrucción en ejecución, el microprocesador carga en la pila los regis- tros: FR (registro de banderas), CS (segmento de código) y el IP (apuntador a instrucción).

. 2.- Deshabilita el bit del registro de banderas IE (habilitacion de interrupción), aislándose el microprocesador de otras posteriores acti- vaciones de INTR, este bit se puede activar o desactivar via programa por medio de la instrucción del ensamblador ST1 y CLI respec- tivamente.

3.- El 8088 manda dos señales sucesivas que salen por INTA (reconocimiento de interrupción), la primera de estas señales es ignorada por el dispositivo de interrupción, sin embargo en esta señal es en la que se sabe que se están guardando los registros en la pila; la segun- da es reconocida por el dispositivo para que este mande por el canal de datos, el número de interrupción correspondiente.

4.- Para poder posicionarse por medio del IP en la tabla de interrupciones correspondiente , el 8 0 8 8 lee la interrupción que le llegó para luego proceder a multiplicarla por cuatro

5.- En este paso se carga el IP con la dirección contenida en la tabla.

6 . - Aqui es donde se ejecuta la rutina de aten- ción a la interrupción solicitada, la cual empieza en la dirección previamente cargada al IP.

Nota : La interrupción mascarable es disparada por ni- vel.

La interrupción no mascarable (NMI) es del tipo dos, es decir que cuando se produce, el 8088 atenderá a la inte- rrupción # 2 , misma que se encuentra en la localidad

00008h de memoria; pero cuando ésta se lleva a cabo, si se da el caso de que se esté atendiendo una mascarable aunque el bit llEI1l del registro de banderas esté desha- bilitado, la interrupción de todas maneras es aceptada. Esta interrupción es disparada por flanco ascendente, y debe estar activa por lo menos en 2 ciclos de reloj.

Para que el microprocesador 8088 pueda manejar varios dispositivos generadores de interrupciones, se utiliza el circuito integrado 8259 que es un controlador progra- mable de las mismas, lo que a continuación pasamos a revisar.

CONTROLADOR DE INTERRUPCIONES PROGRAMABLE 8259:

Este controlador de interrupciones puede manejar 8 de estas y puede controlarlas de acuerdo a varios modos:

1.- Modo de anidamiento completo.

2.- Modo de terminación automático de la interrupción.

3.- Modo de rotación automático (igual prioridad).

4 . - Modo de rotacion específica.

5.- Modo especial de enmascaramiento.

6 . - Modo de escrutinio.

También este controlador tiene dos modos de funcióna- miento, según el tipo de microprocesador con el que se esté trabajando ( 8088 - 86 ó 8080 - 85).

El modo de trabajo del CI en cuestión, en el entorno de la PC es de anidamiento completo, el cual consiste en tomar cualquiera de las 8 interrupciones de la máquina como prioritaria, teniendo las otras igual jerarquia.

La interrupción que toma el sistema operativo como prio- ritaria es la entragada por el reloj #O del 8253 inter- no a la PC mismo que sirve para darnos la hora del sis- tema (reloj de tiempo real).

Las interrupciones alambradas en una computadora IBM PC compatible, asignadas al 8259 son las siguientes:

->

->

->

->

->

->

->

->

reloj del sistema de tiempo

interrupción del teclado

no utilizada

terminal (serie)

VART (serie)

no utilizada ( disco duro

unidad de disco flexible

puerto paralelo

real

1

Internamente este CI tiene 3 registros importantes:

-> El registro de requerimiento

-> el de servicio y

-> el de enmascaramiento.

Cuando llega una interrupción a cualquiera de las pati- tas I O a la I 7 del 8259 en el mecanismo de atención a la misma es el-siguiente:

- Se desactiva el Bit del registro de REQUERIMIENTO correspondiente a la interrupción dada.

- Se activa el bit del registro de SERVICIO corres- pondiente.

- Se revisa el registro de ENMASCARAMIENTO (esto es que si la interrupción está enmascarada ésta no procede) .

- Se revisa la lógica de PRIORIDAD. (sea, ve si la interrupción dada es la prioritaria)

Si se da el caso de que la interrupción es la prioritá- ria y el microprocesador está atendiendo otra no priori- taria se desactiva el bit de registro.

Si se da el caso de que el microprocesador esté aten- diendo una interrupción no prioritaria y llegue otra de igual jerarquía, esta última no será tomada en cuenta por el 8259.

Para desactivar el bit del registro de servicio, el controlador tiene dos criterios:

1.- Mediante la identificación de un código denominado EO1 (fin de interrupción) mismo que existe en la configuración mínima del 8 0 8 8 . Cabe destacar que el microprocesador en la PC funcióna en forma extendida por lo que este CI no la tomará en cuenta.

2.- El bit del registro de servicio es deshabilitado en la segunda señal INTA mandadas por el 8 0 8 8 . que corresponden al protocolo de aceptación de interrupción del mismo. Este modo es el denominado EO1 automático, que será ampliado en el siguiente tema a tratarse, el cual es programado por el sistema operativo MS-DOS

PROGRAMACION DEL 8259:

Para programar este controlador se requieren de dos conjuntos de palabras, las de INICIALIZACION y las de OPERACION.

PALABRAS DE INICIALIZACION:

Las palabras de INICIALIZACION son 4 y en ellas se deta- lla lo siguiente.

PALABRA DE INICIALIZACION #1

BIT F'UNCION

O rrlll marca que se necesita la palabra de inición 4

1

2

11111 marca que el circuito no está conectado en cascada con otros 8259's

11111 marca que el intervalo de las interrupciones en la tabla es de 4 bytes, (lo cual se utiliza en el 8088), O marca un intervalo de 8 bytes(8080-85).

al11 marca que la interrupcion se dispara por nivel y con O se dispara por flanco.

Irll' este bit debe ser uno ya que es el identificador de la primera palabra de inicialización.

5 f 6 f 7 estos bits marcan los vectores de interrupción para el sistema 8080-85

A0 esta señal es del bus de direcciones y debe ser rlO1l y junto con el bit # 4 se identifica que se trata de la palabra de inicialización #l.

PALABRA DE INICIALIZACION #2

BITS F'UNCION

0-7 estos ' t~k .',arcan las direcciones . .

vectorizada$ . *

MICROPROCESADORES 8088-86

BITS F'UNCION

0-3 estos bits :deben ser cero . , I .

4-7 estos bits' marcan el inicio en la tabla de interrupcioy, de .'las producidas por este dispositivo

A0 Esta señal es dei.;bus de direcciones y debe ser 1 para ident&icar a la segunda palabra de inicialización' * '

PALABRA DE INICIALIZACION #3

Esta palabra de inicialización sólo se utiza cuando se tienen conectados varios 8 2 8 9 ' s en cascada.

PALABRA DE INICIALIZACION # 4

BIT FUNCION

O a O 1 l indica que está trabajando con los microprocesadores 8080-85 , 1 indica que está trabajando con 8088-86 .

1 I t l t * idica que que trabaja con EO1 (fin de interrupción ) automático, 1 indica EO1 normal (esto luego lo detallaremos), .

2 f 3 estos bits estan codificados como sigue:

4

3 2 función

O X modo sin buffer 1 O modo con buffer (con el CI como

1 1 modo con buffer (con el CI como

lfllt indica que el CI trabaja en modo de anidamiento completo especial, 810t1 indica el modo de anidamiento completo normal.

esclavo)

maestso)

5 , 6 , 7 estos bits son ttO1l puesto que indican la palabra de de inicialización .

A0 esta señal es del bus de direcciones y debe ser 811tg .

PALABRAS DE OPERACION:

PALABRA DE OPERACION #1 (registro de enmascaramiento)

Esta palabra de control indica con un 1 colocado en el bit deseado la interrupción a enmascarar.

PALABRA DE OPERACION #2

BIT F'UNCION

0,1,2 Estos bits marcan cual de las 8 interrupciones se'toma como prioritaria. con la siguiente codificacion:

2 1 0 interrupción

O 0 0 O 0 0 1 1 0 1 0 2 o 1 1 3 1 0 0 4 1 0 1 5 1 1 0 6 1 1 1 7

3 , 4

5,6,7

estos bits son O puesto que especifican gue son la palabra de control #2.

estos bits especifican lo siguiente:

7 6 5 función

O 0 0 sin especificar el comando EO1 especificando el comando EO1

I 0 1 0 modo de rotacion no especificando EO1

automático

EO1 automático

@ 2 < I o 1 1 modo de rotación habilitado con EO1

I 1 0 0 modo de rotación deshabilitado con

1 0 1 modo de rotación especificando EO1 habilitando el comando de prioridad

1 1 1 no operación

@ 1 -> fin de interrupción

@ 2 -> modo de rotación automática

@ 3 --> modo de rotación específica

PALABRA DE OPERACION # 3

BITS FUNCION a.

O f 1 Estos bits se utilizan para leer los registros del controlador

2 11111 modo de escrutinio

3 , 4 estos bits especifican que se trata de la palabra de operación # 3 y deben ser I11I1 y l1O1l respectivamente

5,6 estos bits marcan el modo epecial de máscara.

7 este bit complementa la especificación de la palabra de operación #3 y debe ser I10l1.

A0 Esta señal es del canal de direcciones y debe ser 11011

.a

't Para meyores detalles Consultar el manual de INTEL.

La línea A0 se conecta directamente al canal de direc- ciones, lo que dá como resultado que el CI se programe mediante dos puertos que son 20h y 21h (en la PC), y es por donde se mandan las palabras de inicialización y operación según sea el caso. mismas que son:

Palabra de inicialización #1:

Esta especifica lo siguiente:

1.- necesita la palabra de inicialización # 4

2.- el 8259 no esta conectado en cascada

3.- el intervalo de interrupciones es de 4 bytes

4 . - la interrupción se active por flanco

I

Esto nos da como resultado que por el puerto 20h se mande la palabra 17h.

Palabra de inicializacion #2:

Esta palabra asigna la correspondencia de la tabla de interrupciones de la PC con las interrupciones del con- trolador, misma que se asigna con 8h, lo que implica que la interrupción O del 8259 corresponda a la inte- rrupción #8 del 8088.

Por lo anteriormente explicado para esta palabra, por el puerto 21h se mandará la palabra 8h.

Palabra de inicialización #4:

En esta palabra se especifica:

1.- que se trabajará al CI en modo 8088-86

2.- que funcióne en modo automático EO1

3.- que se trabaje en modo de buffer maestro

4 . - que trabaje en modo de anidamiento completo.

Esto da como resultado que por el puerto 21h mandemos la palabra OFh.

Palabra de operación #1:

Esta especifica las interrupciones que se quieren enmas- carar, y esto se denota con un

Esto implica que si queramos habilitar solo las inte- rrupciones #6, #1 y #O,(del 8259) entonces mandaremos por el puerto 21h la palabra BCh.

Palabra de operación #2

Esta especifica en sus 3 bits menos significativos cual es la interrupción prioritaria.

En los 3 bits más significativos se especifica que el modo en el que trabaja est CI es sin especificar EOI. (esto es que al lleagar el segundo INTA del protocolo de interrupción, el bit de registro de servicio se des- habilita)

Esto da como resultado, que por el puerto 20h se mande la palabra 20h en el caso que se quiera tomar la inte- rrupción O del 8259 como prioritaria.

En el MS DOS con las palabras anteriores programa al 8259.

Para hacer trabajar el CI y habilitar las interrupcio- nes deseadas es necesario que al cambiar el registro de enmascaramiento o sea modificar la palabra de operación #1, es necesario mandarle toda la secuancia de palabras de inicialización, por lo que se implementó en turbo pascal 4 , un procedimiento de habilitación de interrup- ción el cual se le pasa como parámetros las interrupcio- nes a enmascarar, esto es el contenido del registro de enmascaramiento y la interrupción prioritaria que se quiera como tal:

Begin (**** PALABRAS DE 1NICIALIZACI"N DEL 8259 ****)

port[$20] := $17; port[$21] := $08; port[$21] := $Of;

port[$21] := mascara: port[$20] := $20 + prioridad;

End;

Esto sin antes haber asignado las rutinas de atención a las interrupciones alambradas, escogidas por medio del procedimiento de turbo pascal:

setintvect(# de interrupcion, @procedimiento a apuntar)

se debe guardar antes los apuntadores previos a estas nuevas asignaciones por medio de la función de turbo pascal:

getintvect(# de interrupción, apuntador)

al término del programa se deben regresar estas inte- rrupciones a su estado anterior.

C A P I T U L O V

IMPLEMENTACION DE ALGORITMOS DESTINADOS A LA IMPRESION DE IMAGENES Y RESULTADOS.

INTRODUCCION

Una de las necesidades del sistema que actualmente está funcionando en el servicio de medicina nuclear, es pre- cisamente el tener la posibilidad de presentar de una manera fácil y económica las imágenes, las gráficas con información tabular, y algunos otros datos de interés para el clínico. Es en este sentido que se presentan algunos de los algoritmos desarrollados para lograr este propósito.

Las rutinas de impresión han sido incorporadas al siste- ma en funcionamiento que es el encargado del proceso de imágenes en el mencionado servicio y son usados en for- ma rutinaria en el reporte de los resultados de los estudios estáticos con Talio 201. Además se pretende utilizar estos algoritmos en la presentación de los estudios dinámicos, tanto de primer paso como sincroni- zados.

Es así que al ser una necesidad el poder presentar como parte de los resultados de un estudio de medicina nu- clear, las imágenes obtenidas en éste, y no teniendo la posibilidad de hacerlo por medio del equipo con el que se cuenta, se planteó como uno de los objetivos del presente proyecto lograr precisamente esto.

Una observación que es importante hacer notar, es que los diferentes equipos productores de imágenes médicas generalmente sufren de la imposibilidad de entregar como parte de los resultados precisamente

éstas. Es asi que para solucionar un problema existente y cotidiano, se desarrollarón algoritmos que cumplan con este objetivo, los cuales se incorporaron al siste- ma en funcionamiento, logrando de esta manera la posibi- lidad de obtener y entregar imágenes como parte de los resultados.

Debido a que la impresora laser es muy versátil, además de lograr lo deseado, podemos contar con otra serie de ventajas, como por ejemplo la identificación del pacien- te, datos referentes a 81, y algunos resultados del estudio.

Algunos equipos algo sofisticados de medicina nuclear (Micro Delta) generan imágenes en placas fotográficas. Existen otros equipos que hacen uso de películas de revelado rápido Polaroid (este es el caso del equipo existente en el Instituto, que debido a fallas del mis- mo, se tiene la imposibilidad de obtener imágenes), y otros de papel fotográfico o térmico (impresoras de video) para presentar las imágenes observadas por el especialista en un Tubo de Rayos Catódicos o una panta- lla de televisión. Así pues, la obtención de imágenes para el reporte de estudios con éstas, presenta los siguientes problemas:

1.- La película fotográfica, y en especial las placas radiográficas, tienen un costo muy elevado. Circunstacia similar se presenta con papeles térmicos o fotográficos.

2.- El uso de material fotográfico implica un retraso en la presentación de los resultados dado que hay que esperar el revelado y/o impresión de las imágenes.

3.- L o s informes finales de los estudios deben ser editados para adjuntarse al expediente clínico y organizarse para que contengan toda la información tanto gráfica como tabular. Cuando se trata de placas, éstas deben ser almacenadas por separado con el consiguiente gasto en tiempo y espacio.

4. - Los comentarios clínicos sobre el estudio y las gráficas de parámetros importantes deben hacerse por separado y adicionados con las imágenes ( si éstas se imprimieron ) . Esto implica la posibilidad de que la información se pierda o confunda si no está adecuadamente documentada y archivada.

5.- Dado el costo que implica el uso de técnicas fotográficas y/o térmicas, solamente se usa un número limitado de imágenes o gráficas en los reportes que constan, en la mayoría de los casos, de sólo una decripción escrita y un comentario diagnóstico o interpretación.

Con el fin de disminuir -la problemática anterior se revisó detalladamente la literarura relativa a la impre- sión de imágenes en dispositivos binivel y se implemen- taron los algoritmos y programas para su inclusión en los sistemas de proceso de imágenes en uso dentro de los servicios del Instituto..

MATERIAL Y METODOS

LOS estudios con Talso 201 que efectúa rutinariamente el Sevicio de Medicina Nuclear son ejemplo de los estu- dios que requieren de imágenes, gráficas, y texto. Las imágenes obtenidas durante la captación del Talio por el miocardio en las proyecciones Antero-posterior (AP), Oblicua Izquierada Anterior (OIA- a 4 5 grados ) y Obli- cua Izquierada Anterior (OIAa 7 0 grados ) , son interpre- tadas visualmente por el cardiólogo especialista y com- paradas con las obtenidas 4 horas después del esfuerzo (lavado). Las imágenes son procesadas para disminuir ruido y aumentar el contraste así como para obtener las curvas de actividad radial sobre la zona de la imagen correspondiente al ventriculo. Las curvas de actividad radial obtenidas durante la captación y lavado son su- perpuestas y comparadas en una gráfica de donde es posi- ble deducir la existencia de zonas isquémicas o con infarto (como se explicó en el capítulo 2). La informa- ción obtenida de las imágenes y las gráficas es integra- da con los datos contenidos en el expediente con las condiciones del paciente, las sospechas que

motivaron la ejecución del estudio, y los datos de pe- so, talla, etc., para conformar la opinión diagnóstica.

EL sistema de impresión por laser marca HewlettPackard modelo Laserjet I1 es capaz de imprimir con una resolu- ción de 300 puntos por pulgada con dos niveles de gris, blanco (sin tinta) y negro, mapeados en su memoria in- terna. La impresora cuenta con 1 Mb de memoria RAM que es suficiente para almacenar una página gráfica comple- ta a la máxima resolución. Las imágenes obtenidas por el sistema tienen una resolución de 256 x 256 puntos cada uno de los cuales es capaz de acumular un conteo de hasta 255 eventos radioactivos. Los estudios con Talio 201 constan de seis imágenes correspondientes a las tres proyecciones (AP, OIA-45 y OIA-70), tomadas durante la captación y el lavado una vez procesadas las imágenes para su presentación en el MCD e impresión, las imágenes son reducidas a una resolución a 128 x 128 puntos permitiendo de esta manera presentar más de una imagen en pantalla y facilitando la comparación de ima- gen de captación y lavado y entre proyecciones. El pro- medio de conteos en el área de captura de una imagen es de 18 cuentas con un mínimo de O y un máximo que, en la mayoría de los casos, es menor de 64.

El reporte del estudio debe incluir:

- Identificación del paciente, No de expediente, datos generales y diagnósticos.

- Tres gráficas que incluyen las curvas de actividad radial para captación y lavado así como la curva diferencia.

- Seis imágenes de 128 x 128 puntos y 64 niveles de gris.

DATOS GENERALES Y TEXTOS.

La identificación del paciente y sus datos generales así como l o s comentarios diagnósticos no presentan nin- gún problema de impresión. Se usan diferentes tamaños de letra para identificar los parámetros del programa que generó el reporte, el tamaiio de las imágenes impre- sas y el número de niveles de gris utilizados en la impresión.

GRAFICAS

Las gráficas correspondientes a las curvas de actividad radial son presentadas en la pantalla de la computadora mediante un mapeo de bits en memoria a puntos en panta- lla. La pantalla así generada es grabada en un archivo temporal en disco y enviada punto a punto a la impreso- ra laser. Dada la alta resolución de la impresora, las gráficas se presentan en un tamaño reducido. Sin embar- go, los detalles y acotaciones de la gráfica son perfec- tamente legibles.

IMAGENES

La impresión de las imágenes plantea el problema de presentar una imagen con un número N de niveles de gris o colores en un dispositivo que es capaz de presentar un número menor de colores o niveles de gris. El extre- mo de estos dispositivos lo presentan aquellos que sólo pueden presentar dos niveles de gris, O y B correspon- dientes a negro y blanco para película, apagado y pren- dido para TRC o, en el caso de la impresión, correspon- diente a con tinta (negra) y sin tinta (blanco papel). Diversas técnicas se han revisado en la literatura que pueden clasificarse de la siguiente manera:

- Umbral fijo - Umbral adaptativo - Patrones repetitivos - Umbral dependiente de posición o DITHER

En lo siguente empleamos la notación:

N El número de elementos en una línea o columna de una imagen.

[I] La imagen original puede haberse obtenido mediante cualquier método: Se encuantra alma- cenada en la memoria de la computadora como una matriz con indices x,y que van de O a N-l.

[PI La imagen que se obtiene en el dispositivo de presentación. Para nuestro trabajo, esta ima- gen está formada por puntos blancos (€3) 0 negros (O) .

B Extremo de nivel de gris correspondiente al blanco. Para fines de proceso se hace igual al máximo nivel de gris encontrado en la ima- gen original. Posteriormente se mapea al nece- sario para el dispositivo de impresión que generalmente equivale a un uno.

En el caso del umbral fijo, el nivel de gris presentado (O o B) para un punto de la imagen I(x,y) toma valor dependiendo de si es mayor o menor que un umbral T esta- blecido previamente y que depende de las característi- cas generales de la imagen p.ej. el promedio. La figura 1 muestra una imagen con 256

niveles de gris en que se ha establecido un umbral de 128. Esta técnica es rápida de implementar computacio- nalmente pero el resultado presenta pérdida de las tona- lidades aunque se mantiene una buena presentación de los contornos.

De la técnica anterior se derivan las de umbral adapta- tivo. En éstas, el umbral T cambia de valor dependiendo de las características de la imagen en el punto x,y así como de los puntos de la imagen ya reproducidos o impre- sos P(x,y). La técnica más simple debida a Steinberg y Floyd modifica el umbral T sumando o restando el error cometido en la asignación anterior y distribuyéndolo en los puntos vecinos. A s í , habiendo decidido que P(x,y) tenga el valor máximo B se genera un error E=I(x,y)-B. Este error es acumulado al evaluar el punto I(x+l,y) de la imagen para decidir su valor modificando el umbral T=T+E o modificando la imagen en I(x+l,y)=I(x+l,y)+E. Esta técnica permite efectivamente simular niveles de gris en la imagen P manteniendo la información de alta frecuencia, contornos y cambios bruscos, aunque aun provoca una efecto de textura en aquellas zonas de la imagen que mantienen un valor constante.

La implementación del algoritmo es inmediata desde el punto de vista computacional y es de utilidad en imáge- nes con pocas áreas grandes con nivel de gris constan- te. Es especialmente útil para impresión en papel dado que el acarreo del error se maneja al mismo tiempo que se imprime la imagen, de izquierda a derecha y de arri- ba a abajo. En el algoritmo original de Floyd y Stein- berg el error se distribuye con distinto peso a l o s tres puntos adyacentes al punto original

Cuando el dispositivo de impresión o presentación de la imagen tiene una resolución mayor que la de la imagen original puede hacerse uso de la técnica de patrones repetitivos. Suponiendo que el sistema de presentacion tenga N veces más puntos que la imagen original, puede generarse un conjunto de mosaicos de N x N puntos cada uno de los cuales tendrá un número de puntos prendidos equivalentes al nivel de gris. Con esta técnica pueden obtenerse hasta

M=(N x N ) + 1

niveles de gris asignando a cada punto de la imagen original el patrón con I(x,y) puntos prendidos. El núme- ro de niveles de gris en la imagen original debe ser escalado para reducirse a M. La principal precaución en el uso de esta técnica está en la selección, para cada mosaico, de que puntos deben estar prendidos o apagados sin que, en áreas grandes y constantes, se generen tex- turas que distraigan, por ejemplo el nivel de gris 3 para un mosaico de 3 x 3 puntos no debe llenarse con los puntos (1,l) , (2 , 2) , y (3,3) pues generaría, en areas constantes, .un patrón de líneas diagonales que no existe en la imagen original.

Puede también generarse más de un mosaico para un nivel de gris dado. A s í , eligiendo de manera aleatoria un mosaico para cada punto de la imagen con un mismo nivel de gris se evita la generación de las texturas descri- tas anteriormente. Sin embargo, el uso de este método genera imágenes en que se hace muy notorio un efecto de granulosidad (ruido de alta frecuancia) que enmascara los contornos de la imagen original. La figura 1 mues- tra una imagen obtenida por este método. En ella, los niveles de gris se presentan adecuadamente pero los detalles finos se enmascaran produciendo una apariencia poco atractiva.

El método de umbral dependiente de posición presenta ventajas con respecto a las anteriormente descritos. Esta técnica puede emplearse de manera indistinta en sistemas de presentación o impresión que tengan la mis- ma resolución de la imagen original o en los que tienen resolución mayor. Las técnicas de dither consisten en la adición de una señal pequeña de ruido con el objeto de mejorar la exactitud de una medida.

A s í , en sistemas de conversión analógico-digital de alta resolución se suma una señal de ruido pequeña al voltaje de referencia para aumentar la exactitud en el orden del tamaño de la señal de ruido. La señal adicio- nada puede ser de naturaleza aleatoria de manera que la promediación de las medidas rinda mayor exactitud. Sin embargo, una señal controlada brinda

mejores resultados con menos interaciones. En el caso de la presentación de imágenes en dispositivos con me- nos niveles de gris o colores que la imagen a presentar (el extremo son dos niveles: blanco y negro) la señal de ruido es agregada de manera periódica generando una matriz de umbrales T(i,j) con N x N elementos donde N es el periódo de repetición y que permite la presenta- ción de hasta

N x N + l

niveles de gris. A s í , las decisión del nivel de gris a escoger en la presentación esta dada por:

P(x,y)=B si I(x,y) > T(x MODULO N , y MODULO N)

Y

P ( X , Y ) = O si I ( x , y ) <= T(x MODULO N , y MODULO N)

La matriz de umbrales T podría generarse al azar para cada N puntos de la imagen aunque esto, como en el caso de la conversión analógico-digital, no necesariamente mejora la fidelidad de la imagen P con la original I.

El uso de un patrón fijo permite optimizar la función del dither por lo que se han diseñado algoritmos especí- ficos para esta generación. El más común de éstos es el llamado IIDither Ordenado@' cuya principal característica es la de optimizar la función de error y hacerla míni- ma. También existe un algoritmo recursivo para la gene- ración de dithers de mayor orden. El dither más pequeño que puede definirse es de 2 x 2 elementos:

o 2 1 3

Pudiendo obtenerse mediante la recursión los dithers de N x N puntos etc.

Donde T sub N es el dither de N x N puntos, U sub J es la matriz identidad de J x J elementos y T sub N/2 el dither de N/2 x N/2 puntos.

Mediante le uso de dithers ordenados se obtienen imáge- nes de buena calidad y que conservan sus característi- cas en las altas frecuencias (contornos) y en las bajas (áreas con nivel de gris constante).

Asimismo, las imágenes se pueden presentar en dispositi- vos con la misma resolución que la imagen original. El método es, en términos generales, el que produce mejo- res resultados aunque, subjetivamente, las imágenes obtenidas aun presentan patrones regulares (texturas) que afectan la apariencia final. Estos métodos son fá- cilmente implementables computacionalmente y aún pueden diseñarse circuitos de propósito especifico para la evaluación de los umbrales por lo que son la opción más interesante.

Los mosaicos usados en las técnicas de dither pueden asimismo ser generadas por simulación de efectos físi- cos.

El mosaico obtenido de la simulaciones tiende a genear patrones (el pasar la comparación) en forma de diamante o elipse tanto en las zonas negras como en los espacios blancos. El uso de estos mosaicos elimina el efecto de textura considerablemente al compararse con los mosai- cos de dither ordenado. El mosaico utilizado en nuetras impresiones tiene 64 elementos ordenados como una doble espiral y es capaz de reproducir hasta 32 niveles de gris. En la forma de los mosaicos para cada nivel de gris pude observarse que la textura es muy parecida a la de las fotografías reproducidas en los periódicos dado que el patrón espiral trata de simular la reticula de la pantalla óptica más la dispersión de la tinta sobre el papel.

IMPLEMENTACION DE LOS ALGORITMOS

En el caso particular de las imágenes de la medicina nuclear que se reproducen mediante la impresora laser se presenta la situación de que la resolución de esta última es mucho mayor que la de las imágenes a reprodu- cir. El tamaño de las imágenes impresas es de 1.7 x 1.7 pulgadas equivalente a 512 x 512 puntos de impresión y que permite la reproducción de las seis imágenes de un estudio en hoja tamaño carta. Como las imágenes tienen una resolución de 128 x 128 puntos con 64 niveles de gris y son reproducidas en 512 puntos binivel, se deci- dió presentar dos formas alternativas: imágenes con 32 niveles de gris (usando pantalla óptica simulada de 8 x 8 puntos) con una resolución equivalente a 6 4 x 6 4 pun- tos, e imágenes con 16 niveles de gris con una resolu- ción equivalente a 128 x 128 puntos. Las dos alternati- vas se complementan al brindar, la primera, una adecua- da reproducción de los niveles de gris observados en la pantalla de video del MCD, mientras que la segunda in- tenta reproducir los detalles finos de la imagen origi- nal.

Las figuras 2 y 3 presentan dos reportes del mismo estu- dio de Talio. En (2) la imagen se ha reproducido con 32 niveles de gris dando una apariencia mas suave. En (3) el numero de grises se reduce a 16 mostrando la crea- ción de contornos como curvas de nivel que pueden apa- rentar detalles inexistentes en la imagen original.

Sin embargo existe también la posibilidad de implemen- tar un nuevo algoritmo para la presentación de las imá- genes, y éste tiene los mismos fundamentos, sólo que para poner en el tamaño establecido a las imágenes, en lugar de hacerlas crecer en base a un factor (en el caso arriba explicado dicho factor es 4 ) , puede imple- mentarse una manera en la cual se incremente en base a un factor que es el promedio entre las unidades de ima- gen (pixel) vecinas, dando de esta manera un factor de escalamiento más suave y menos brusco.

Las rutinas para la impresión de imágenes, gráficas y textos se han incluido como parte del sistema para el proceso de imágenes de la medicina nuclear. siendo el complemento a los algoritmos para el mejoramiento de las imágenes, contraste, etc. mismos que son utilizados para que las imágenes impresas tengan la mejor resolu- ción, contraste y claridad. Se han

incluido rutinas de interpolación para corregir la dis- torsión producida por la diferente razón de aspecto entre la presentación en pantalla de televisión y la impresión. En las figura 2 y 3 se muestra el reporte completo del estudio con Talio 201. a 16 y 32 niveles de gris.

Además por medio de estos algoritmos, se logran presen- tar las imágenes obtenidas en los estudios dinámicos C161

INSTITUTO NACIONAL DE CARDIOLOGIA I’IGNACIO CHAVEZ” DIVISION DE INFORMATICA SERVICIO DE MEDICINA NUCLEAR

E s t u d i o con TALI0 201

Reg :

NOMBRE : ESTUDIO PREVIO S N EDAD : 70 A. PESO : 75 Kgs. ESTATURA : 170 c m . SEXO: M FECHA MOTIVO DE LA PRUEBA : ANGOR INESTABLE FECHA : 9/11/88 DIPIRIDAMOL O ESFUERZO O REPOSO O SUSPENDIDO POR

NUMERO

INICIAL TARD I A FREC. CARDIACA

T P ,

1 H V C NEG POSITIVA V I NI - DILATACION

DEFORMACION ! PARED

V D NI - DILATACION 7

CAPTACION AP OIA LAT

LAVADO AP OIA LAT

-In,eill

-W-. ilardia

j h Ib c&r It0

CONCLUSIONES :

r”--- . . l . . . / . . . . I .. ,.... l . . . l . . . l . ....,.. .

Programa ImpTalme 64 N.G. F e c h a 9/11/88 11:24:32

NOMBRE Y FIRMA DEL MEDICO F a c t o r de escala = 1 1 B a s e = 8 SATT /AMR /MBC HHHHHHH

sc INSTITUTO NACIONAL DE CARDIOLOGI A IGNACIO C H A V K DIVISION DE INFO TICA

SERVICIO DE MEDICINA NUCLEAR

Estudio DINAMICO DE PRIMER PASO JSTITVTO.N.DE 'ARDIOLOCIA ;NACIO CHAVEZ

DATOS 'DEL PACIENTE

Registro : PRU9.IMN Nombre : - -I Edad : 7% A. Peso : 70 Kgs. Estatura : 166 cms. Sexo: M

DIAGNOSTICOS INSUFICIENCIA CORONARIA

Programa ImpDinam 16 N . G .

Fecha 6/11/88 10:1:12 Factor de escala = 7 Base = 0 Inter. por tiempo una cada 2 segs S . A . T . T .

' R M A 471-10 JUAN BADIANO 1

14080 MEXICO, D. F. TEL.: 573-29-11

DISCUSION

Por medio del trabajo presentado, lo que se quiere es completar el sistema de captura y presentación de imagénes (61 tomando como experiencia el sistema que ya existia en el instituto (sitema implementado en PDP 11 Zenith data sisl-em ) .

Entre los resultac'os obtenidos podemos decir que en un computadora del tipo PC, XT (con reloj de 4 . 7 Mhz) las cuentas capturadas fuerón 1 7 . b d 0 . 0 0 mientras que en una del tipo AT fuerón 8 9 . 0 0 0 . 0 0 ambas en un tiempo de un segundo. esos resultados son a partir de la captura de imágenes dinamicas de pl,imer paso.

Cabe destacar que la versión 4 . 0 de turbo pascal tuvo algunas dificultadcs con el manejo de los seudoparámetros a la hola de manejar procedimientos declarados como interrupciones, la forma de soluLionar esto f u e precisamente no metiendo los seudoparámetros, esto ademas nos pernitio manejar las interrupciones zlambradas directamente mediante variables declaradas corno ylubales.

La presentaci6n de imágenes y grsficas como parte del reporte de los estuclios de la Medicina Nuclear tanto estáticos como dinámicos ha permitido l a difusión de la metodología y criterios utilizadoq en l a interpretación de los mismos. Esto mejora lo comunicación entre el médico tratante, que solicita el estudio, y quic-n lo efectúa e interpreta. De igual manera la impresión de estos reportes ha permitido que los medicos en formación se familiaricen con el uso e interpretación He 1.3s imágenes obtenidas por Medicina Nuclear.

Los reportes generados por el sistema pasan a formar parte del expediente clínico dejando, de e s t a manera, un registro histórico completo de los resultados del estudio. Asimismo, se han ahorrado recursos al evitar el empleo de material fotogrtiCico hasta en un 90%.

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